JP2006516743A - Microchip-based system for HIV diagnostic related applications - Google Patents
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Abstract
本発明は、HIVウイルスに感染した被験者から採取したサンプルにおけるHIV関連の対象検体(例えば、CD4リンパ球、HIV−RNA、及び肝酵素)を測定するためのマイクロチップをベースとするアッセイに関する。本発明の方法は資源の乏しい環境でのHIV疾患モニタリング時における使用に最適である。The present invention relates to a microchip-based assay for measuring HIV-related analytes (eg, CD4 lymphocytes, HIV-RNA, and liver enzymes) in samples taken from subjects infected with HIV virus. The method of the present invention is ideal for use during HIV disease monitoring in resource-poor environments.
Description
本出願では、2003年2月5日に出願された米国特許出願番号60/445,143、2003年2月13日に出願された米国特許出願番号60/447,070、及び2003年7月24日に出願された国際出願番号PCT/US03/23131に対する優先権の利益を主張するものである。
上記各出願において引用或いは参照した各文献、及び上記各出願及び全引用文献において引用或いは言及された如何なる製品に関する如何なる製造業者の説明書又はカタログも、参照することによりここに含まれているものとする。さらに、本文において引用した全ての文献、本文において引用した文献において引用又は参照した全ての文献、及び本文又は本文に組み込まれた如何なる文献において引用或いは言及された如何なる製品に関する製造業者の説明書又はカタログは、参照することによりここに組み込まれる。参照されることにより組み込まれた文献又はそこでの教示を、本発明の実施に際して使用することができる。参照により本文に組み込まれた文献を先行技術であると認めるものではない。
In this application, U.S. Patent Application No. 60 / 445,143, filed February 5, 2003, U.S. Patent Application No. 60 / 447,070, filed Feb. 13, 2003, and Jul. 24, 2003. It claims the benefit of priority over international application number PCT / US03 / 23131 filed on the day.
Each document cited or referenced in each of the above applications, and any manufacturer's instructions or catalog relating to any product cited or referenced in each of the above applications and all cited references, are hereby incorporated by reference. To do. In addition, manufacturer's instructions or catalogs for all references cited in the text, all references cited or referenced in references cited in the text, and any product cited or referred to in any references incorporated in the text or text. Are hereby incorporated by reference. Literature incorporated by reference or teachings therein can be used in the practice of the invention. Documents incorporated herein by reference are not admitted to be prior art.
本発明は、HIVウイルスに感染した被験者におけるHIV関連の対象検体(例えば、CD4リンパ球、HIV-RNA及び肝酵素)を測定するためのマイクロチップをベースとするアッセイに関する。本発明の方法は、資源の乏しい環境でHIV疾患モニタリング時に使用するのに最適である。 The present invention relates to a microchip-based assay for measuring HIV-related analytes (eg, CD4 lymphocytes, HIV-RNA and liver enzymes) in subjects infected with HIV virus. The method of the present invention is ideal for use during HIV disease monitoring in a scarce environment.
米国政府は、国立衛生研究所からの認可番号R21 AI053911‐01及びR37 AI28568‐13に基づいて、本発明において一定の権利を有するかも知れない。 The US government may have certain rights in this invention based on grant numbers R21 AI053911-01 and R37 AI28568-13 from the National Institutes of Health.
ヒト免疫不全ウイルス、即ちHIVは、後天性免疫不全症候群(AIDS)の原因であり、極めて深刻な世界的な健康問題である。AIDSは1980年代初めに初めて報告され、日和見感染症、腫瘍、中枢神経変性などの様々な臨床的特徴を伴う、重度の免疫機能障害を特徴とする。ウイルスの分子的特徴やAIDS関連の症状に対する治療法については目覚しい進歩が見られるが、HIV感染者の根絶に向けてなすべきことは多い。今のところ有効なワクチンは製造されておらず、現在市販されている薬剤では、HIVの頻繁で急速な突然変異率に関する問題を解決できてはいない。 Human immunodeficiency virus, or HIV, is the cause of acquired immunodeficiency syndrome (AIDS) and is a very serious global health problem. AIDS was first reported in the early 1980s and is characterized by severe immune dysfunction with various clinical features such as opportunistic infections, tumors, and central nervous degeneration. While significant advances have been made in the treatment of the molecular characteristics of the virus and AIDS-related symptoms, there is much to be done to eradicate HIV-infected individuals. No effective vaccine has been produced so far, and currently marketed drugs have not solved the problem of HIV's frequent and rapid mutation rate.
HIVはレンチウイルス科に属するレトロウイルスである。HIVには少なくとも2つのサブタイプ(HIV‐1及びHIV‐2)がある。HIV‐1は米国内で圧倒的に多いサブタイプであり、一方HIV‐2は西アフリカで蔓延している。感染性HIV粒子は2つのプラス鎖RNA分子で構成され、それぞれ9.3キロベースのゲノムから成る。HIVゲノムはウイルス蛋白のコアに内包され、宿主細胞から生成されたリン脂質二重層膜によって囲まれている。このリン脂質二重層膜には、ウイルスによりコード化された細胞膜のタンパク質の他、宿主細胞から発生するタンパク質を含む。HIVゲノムの構造はgag、pol、envと呼ばれるヌクレオチド配列に基づいている。gagは、タンパク質を分解してHIVウイルス粒子のコア構造タンパク質を産生するポリタンパク質を、コード化する。gagはウイルス粒子中に最も多量に含まれているタンパク質であり、ウイルス粒子の構造タンパク質の90パーセント近くを占めている。gagはまた感染粒子の形成に必要とされる唯一のタンパク質であり、そのため、宿主細胞の原形質膜でのgagの会合がウイルス粒子形成の推進力となる。gagがコード化するのは成熟タンパク質基質(”MA”)、カプシド(”CA”)、スペーサーペプチド1(”SP1”)、ヌクレオカプシド(”NC”)、SPI、p6gagである。ポリタンパク質はpolによりコード化されるプロテアーゼにより切断される。pol配列は、ウイルスゲノムの複製に必要な逆転写酵素、エンドヌクレアーゼ、ウイルスのプロテアーゼ酵素をコード化する。polは、gag翻訳の間に−1フレームシフトにより発現し、gag-polポリタンパク質を合成し、該ポリタンパク質が処理されると、出芽後ウイルス粒子の構造を再編する。env配列は、ウイルス粒子のエンベロープに存在する糖タンパク質gp120及びgp41をコード化する。 HIV is a retrovirus belonging to the family Lentiviridae. There are at least two subtypes of HIV (HIV-1 and HIV-2). HIV-1 is by far the most common subtype in the United States, while HIV-2 is prevalent in West Africa. Infectious HIV particles are composed of two positive-strand RNA molecules, each consisting of a 9.3 kilobase genome. The HIV genome is encapsulated in the core of the viral protein and surrounded by a phospholipid bilayer membrane produced from the host cell. The phospholipid bilayer membrane includes proteins generated from host cells, in addition to proteins of cell membranes encoded by viruses. The structure of the HIV genome is based on nucleotide sequences called gag, pol, env. gag encodes a polyprotein that degrades the protein to produce the core structural protein of the HIV viral particle. Gag is the most abundant protein in the virus particle, accounting for nearly 90 percent of the structural protein of the virus particle. Gag is also the only protein required for the formation of infectious particles, so the association of gag at the host cell plasma membrane is the driving force for virus particle formation. The gag encodes mature protein substrate (“MA”), capsid (“CA”), spacer peptide 1 (“SP1”), nucleocapsid (“NC”), SPI, p6gag. The polyprotein is cleaved by a protease encoded by pol. The pol sequence encodes the reverse transcriptase, endonuclease and viral protease enzymes required for viral genome replication. Pol is expressed by a -1 frame shift during gag translation, synthesizes a gag-pol polyprotein, and when the polyprotein is processed, it reorganizes the structure of the virion after budding. The env sequence encodes the glycoproteins gp120 and gp41 present in the envelope of the viral particle.
さらに、ウイルス粒子形成に関与する別の遺伝子として、vpr、vif、tat、rev、nef、vpuがHIVゲノムに含まれる。tatはHIV全遺伝子の発現を促す転写、転写後、翻訳活性を有する14kDのタンパク質である。revはgag、pol、env遺伝子をコード化すると同時にtat、nef、rev自体の発現を抑制するウイルスメッセンジャーRNA分子を安定、処理、移送する20kDのタンパク質である。nefはその作用のメカニズムが不明であるプレニル化タンパク質をコード化する。同様に、vpr、vif、vpuによってコード化されるタンパク質の性質は知られていないが、ウイルス粒子の感染力において一定の役割を果たす可能性がある。 Furthermore, as another gene involved in virus particle formation, vpr, vif, tat, rev, nef, and vpu are included in the HIV genome. tat is a 14 kD protein having transcriptional activity that promotes the expression of the entire HIV gene, and transcription and then translational activity. Rev is a 20 kD protein that stably encodes, processes, and transports a viral messenger RNA molecule that encodes the gag, pol, and env genes and suppresses the expression of tat, nef, and rev itself. nef encodes a prenylated protein whose mechanism of action is unknown. Similarly, the nature of the protein encoded by vpr, vif, vpu is not known, but may play a role in the infectivity of virions.
HIV-1とHIV-2はいくつかの点で異なる。例えば、HIV-2サブタイプでは追加遺伝子であるvpXが発現し、vpu遺伝子が欠如している。vpuと同様に、vpXも十分に特徴づけされていない。さらにHIV‐2のrev遺伝子はHIV-1と比べ大きな挿入部を含む。最後に、HIV-1とHIV-2でenv遺伝子が相異するため、抗体の識別法も異なってくる。従って、HIVに関する診断テストがこれら2ウイルス型間で異なる必要がある。さらに、HIV-1、HIV-2共、免疫システム又は抗レトロウイルス薬の作用に対してかなりの突然変異を起こす。診断テストでも、そうした突然変異による無限にあるウイルスのサブタイプの種類を識別可能にする必要がある。 HIV-1 and HIV-2 differ in several ways. For example, the HIV-2 subtype expresses an additional gene, vpX, and lacks the vpu gene. Like vpu, vpX is not well characterized. Furthermore, the rev gene of HIV-2 contains a larger insert compared to HIV-1. Finally, since the env genes are different between HIV-1 and HIV-2, the antibody identification method also differs. Therefore, diagnostic tests for HIV need to differ between these two virus types. Furthermore, both HIV-1 and HIV-2 cause considerable mutations in the action of the immune system or antiretroviral drugs. Diagnostic tests also need to be able to identify infinite types of virus subtypes due to such mutations.
HIVは、最初に細胞表面抗原CD4を発現するTリンパ球に感染するだけでなく、抗原提示細胞として機能するリンパ節のマクロファージ及び濾胞樹状細胞にも感染する。CD4タンパク質はHIVのgp120糖タンパク質に高親和性で結合するが、これにより膜融合イベントが促進され、HIVゲノムが細胞から細胞へと感染するようになる。膜融合やウイルス粒子の細胞への内在化はgp41タンパク質を介して促される。複数の宿主細胞因子によってもウイルス粒子の細胞への侵入は左右される。侵入すると、核タンパク複合体内の酵素が活性化され、HIVのRNAゲノムが逆転写されてそれに対応するDNA分子が産生され、ウイルスによってコード化されたインテグラーゼによって宿主細胞ゲノムに組み込まれる。組み込みはウイルス侵入に対するT細胞の同時活性化によっても促進されるが、プロウイルスは数ヶ月或いは数年もの間転写的に不活性なままであることもある。 HIV not only initially infects T lymphocytes that express the cell surface antigen CD4, but also infects lymph node macrophages and follicular dendritic cells that function as antigen-presenting cells. The CD4 protein binds with high affinity to the HIV gp120 glycoprotein, which promotes a membrane fusion event and infects the HIV genome from cell to cell. Membrane fusion and internalization of virus particles into cells is promoted via the gp41 protein. Multiple host cell factors also affect the entry of virus particles into the cell. Upon entry, the enzyme in the nucleoprotein complex is activated, the HIV RNA genome is reverse transcribed to produce the corresponding DNA molecule, and integrated into the host cell genome by the integrase encoded by the virus. Integration is also promoted by co-activation of T cells for viral entry, but proviruses may remain transcriptionally inactive for months or years.
2つの長い末端反復配列(LTR)が構造遺伝子を挟んで両端に存在することで、組み込まれたDNAプロウイルスの転写がアップレギュレーションされる。核因子κB(NF-κB)及び転写因子SP1などの宿主タンパク質によってこれらのシス作用配列は識別される。ウイルスのインターナリゼーションにおける他の重要な過程と同様に、ウイルスタンパク質の転写は宿主タンパク質及び宿主シグナル変換メカニズムにより促進される。例えば、サイトカインとして知られる小細胞因子をアップレギュレーションすることにより、転写が増強される。こうしたシグナル伝達分子は、血液細胞分化、細胞表面抗原の発現、アポトーシス、抗体抗原の認識など、しかしこれらに限定されないが、様々な細胞的事象に関与することにより、免疫システム機能を調節する。サイトカインには腫瘍壊死因子(TNF)、ウイルス抑制因子(IFN α、β、及びγ)、インターロイキンを含む。別の観点からは、CD4-発現細胞の増殖及び維持を導くのと同じメカニズムがHIV複製も導くと言えるだろう。 The presence of two long terminal repeats (LTR) at both ends across the structural gene up-regulates transcription of the integrated DNA provirus. These cis-acting sequences are distinguished by host proteins such as nuclear factor κB (NF-κB) and transcription factor SP1. Like other important processes in viral internalization, transcription of viral proteins is facilitated by host proteins and host signal transduction mechanisms. For example, transcription is enhanced by up-regulating small cell factors known as cytokines. Such signaling molecules regulate immune system function by participating in a variety of cellular events including, but not limited to, blood cell differentiation, cell surface antigen expression, apoptosis, antibody antigen recognition, and the like. Cytokines include tumor necrosis factor (TNF), virus suppressors (IFN α, β, and γ), and interleukins. From another perspective, it can be said that the same mechanism that leads to the proliferation and maintenance of CD4-expressing cells also leads to HIV replication.
抗レトロウイルス療法は否定できない事実、すなわちHIVが引き起こすHIVゲノムの急速で頻繁な突然変異に悩まされてきた。多くの治療は1つの特定のウイルスタンパク質に対して行なわれるが、ウイルス複製及びプロセッシングを併用療法によって強力に抑制している間、HIVは数箇所の異なる身体区画において徐々に複製する力を蓄えている。このように、HIVゲノムは突然変異を起こし、最後には薬剤を回避することができてしまう。現在の薬剤や治療計画による防御では、ウイルス複製を長期的に制御するには究極的には不十分である。しかし、まだ探求されていないウイルスのライフサイクルという別の研究対象が存在する。主に2種類の薬剤が現在使用可能である:逆転写酵素を標的とするヌクレオチド阻害物質、及びウイルスゲノムによりコード化されるポリタンパク質のタンパク質分解プロセッシングを阻害するプロテアーゼ阻害物質。(メネンデス-アリアス・エル.2002年「トレンド・イン・ファーマコロジィ・サイエンス」第23号(8):p.381-388(Menendez-Arias, L. 2002. Trends Pharm. Sci. 23 (8): 381-388))。3種類目の薬剤として、米国食品医薬品局(FDA)で承認された薬剤の処方集に、HIVウイルス粒子がCD4-発現細胞の膜と融合するのを阻害する侵入阻害剤が最近加えられた。 Antiretroviral therapy has been plagued by an undeniable fact, namely the rapid and frequent mutation of the HIV genome caused by HIV. While many treatments are directed at one specific viral protein, HIV stores the ability to gradually replicate in several different body compartments while viral replication and processing are strongly suppressed by combination therapy. Yes. In this way, the HIV genome is mutated and eventually can avoid drugs. Current drug and treatment regime protection is ultimately insufficient to control virus replication in the long term. However, there is another research subject that has not yet been explored: the life cycle of viruses. Two main types of drugs are currently available: nucleotide inhibitors that target reverse transcriptase and protease inhibitors that inhibit the proteolytic processing of polyproteins encoded by the viral genome. (Menendez-Arias El. 2002 “Trend in Pharmacology Science” No. 23 (8): p. 381-388 (Menendez-Arias, L. 2002. Trends Pharm. Sci. 23 (8) : 381-388)). As a third type of drug, an invasion inhibitor that inhibits HIV virus particles from fusing with the membranes of CD4-expressing cells was recently added to a prescription approved by the US Food and Drug Administration (FDA).
HIV逆転写酵素(”RT”)の阻害剤には、ヌクレオシド類似体阻害剤(”NRTI”すなわちジドブジン一リン酸)、非環式ヌクレオシドホスホン酸(すなわちテノホビル)、非ヌクレオシド系RT阻害剤(”NNRTI”、すなわちネビラピン)、及びピロリン酸類似体を含む。ヌクレオシド阻害剤はHIV-RT基質の競合阻害剤として働き、リン酸化反応時には、これらの薬剤は連鎖停止剤として働き、成長するDNA鎖の伸長を防ぐ。この種類の阻害剤に対する抵抗は、HIV-RTのヌクレオチド結合部位に近い残基の突然変異によってもたらされるが、ジドブジン一リン酸(”AZT”)などの鎖伸長を停止させる薬剤を、ATP又はピロリン酸を介した加リン酸分解を通して阻害されたDNAプライマーから、排除しようとする突然変異からも発生する。突然変異とアミノ酸は、様々なHIV-RT阻害剤間で異なるものの、これら全てのタイプのRT阻害剤の作用メカニズムを避けられることは明らかである。 Inhibitors of HIV reverse transcriptase ("RT") include nucleoside analog inhibitors ("NRTI" or zidovudine monophosphate), acyclic nucleoside phosphonic acids (i.e. tenofovir), non-nucleoside RT inhibitors ("" NNRTI ", i.e. nevirapine), and pyrophosphate analogs. Nucleoside inhibitors act as competitive inhibitors of HIV-RT substrates, and during the phosphorylation reaction these agents act as chain terminators and prevent elongation of the growing DNA strand. Resistance to this type of inhibitor is caused by mutations in residues close to the nucleotide binding site of HIV-RT, but agents that stop chain elongation, such as zidovudine monophosphate (“AZT”), can be ATP or pyrroline. It also arises from mutations that are to be excluded from DNA primers that have been inhibited through acid-mediated phosphorolysis. Although mutations and amino acids differ between various HIV-RT inhibitors, it is clear that the mechanism of action of all these types of RT inhibitors can be avoided.
別の薬剤作用の標的として、HIVプロテアーゼ(”PR”)がある。上記で説明したように、プロテアーゼは、HIVゲノムによりコード化されるタンパク質のタンパク質分解プロセッシングに関与している。HIV-PR阻害剤はタンパク質分解反応の競合阻害剤として作用する。例としてインディナビル及びサクイナビルが挙げられる。主な耐性突然変異は一般的に基質結合ポケットに含まれる残基において認められる。こうした突然変異によってプロテアーゼの触媒作用が減少し、最終的にはウイルスの複製が減少する。しかしながら、追加の突然変異によりこの酵素のタンパク質分解機能が補われてしまう。PR及びRT両阻害剤を組み合わせた治療はウイルスの複製抑制に関して限定的な成功に留まっているが、複数の薬剤との併用療法は、ただ1つの薬剤又は1種類の薬剤での治療と比べると、異なる範囲の突然変異に有効である。ウイルスのライフサイクルに関する別の標的として、gp41タンパク質及びインテグラーゼなどが、重要な研究テーマとしてが挙げられる。gp41/gp120分子を標的とし、融合を防ぐ1つの薬剤として現在使用できるのが、侵入阻害剤である(エンフュービルタイド:enfuvirtide)である。 Another drug action target is HIV protease ("PR"). As explained above, proteases are involved in proteolytic processing of proteins encoded by the HIV genome. HIV-PR inhibitors act as competitive inhibitors of proteolytic reactions. Examples include indinavir and saquinavir. Major resistance mutations are generally found in residues contained in the substrate binding pocket. These mutations reduce protease catalysis and ultimately reduce viral replication. However, additional mutations supplement the proteolytic function of this enzyme. Treatment with both PR and RT inhibitors has had limited success with regard to viral replication suppression, but combination therapy with multiple drugs is compared to treatment with just one drug or one drug. Effective for different ranges of mutations. Other targets for the viral life cycle include gp41 protein and integrase as important research themes. One agent that can currently be used as one agent that targets the gp41 / gp120 molecule and prevents fusion is an invasion inhibitor (enfuvirtide).
世界の最貧国への効果的な抗レトロウイルス治療の導入に関して近年進展が見られるものの、そうした国々の殆どはHIVの蔓延によって大きな被害を受けている。2002年5月世界AIDS・結核・マラリア対策基金として6億1,600万ドルが提供され37カ国で58のプロジェクトが支援されたが、其の内70%がHIV/AIDSを対象とするものであった(世界AIDS・結核・マラリア対策基金「グローバル・ファンド・アップデート」2002年6月(Global Fund to Fight AIDS, Tuberculosis, and Malaria, Global Fund Update, June 2002))。その他、現地主導の取り組みとして、中央ハイチでのClinique Bon Saveurなどがあり、最遠隔地域においてでさえもHIV感染者に対する標準的な医療としてHIV治療を施すことが可能であり、施すべきであることを証明している(ファーマー・ピー.イー.2002年、第14回国際エイズ会議(Farmer, P. E. 2002.14th International AIDS Conference))。にもかかわらず、抗レトロウイルス治療を必要とする発展途上国のおよそ2500万人の内僅か5万人が現在治療を受けており、あと4万人だけが2003年度の世界基金プロジェクトにより対象となると予測される(世界AIDS・結核・マラリア対策基金「グローバル・ファンド・アップデート」2002年6月(Global Fund to Fight AIDS, Tuberculosis, and Malaria, Global Fund Update, June 2002))。 While progress has been made in recent years with regard to the introduction of effective antiretroviral therapies in the world's poorest countries, most of these countries have been severely damaged by the spread of HIV. In May 2002, US $ 616 million was provided as a Global AIDS, Tuberculosis and Malaria Countermeasures Fund, and 58 projects were supported in 37 countries, 70% of which covered HIV / AIDS. (Global Fund to Fight AIDS, Tuberculosis, and Malaria, Global Fund Update, June 2002). Other local initiatives include Clinique Bon Saveur in Central Haiti, which can and should be treated as a standard treatment for people living with HIV even in the most remote areas. (Farmer P.E. 2002, 14th International AIDS Conference). Nevertheless, of the approximately 25 million people in developing countries who need antiretroviral treatment, only 50,000 are currently receiving treatment, and only 40,000 are targeted by the 2003 World Fund Project. (Global AIDS, Tuberculosis and Malaria Countermeasure Fund “Global Fund Update” June 2002 (Global Fund to Fight AIDS, Tuberculosis, and Malaria, Global Fund Update, June 2002)).
世界基金や殆どの発展途上国におけるHIV治療プログラム支持者が解決していない重要な問題は、治療経過をモニタリングするのに必要な安価なHIV臨床検査が不足していることである。HIV臨床検査を資源の乏しい環境で実施するには財政・構造的障害がまずあるために、薬剤調達プログラムの直面する障害が時として些細なもの見えてしまう。治療プログラムでは一人当たりの年間総医療費の平均額が45ドルの環境(ムスグローブ・ピー.他、2002年「ブリティン・オブ・ワールド・ヘルス・オーガニゼーション」第80号;p.134‐146(Musgrove, P. et al, 2002. Bull. World Health Organ. 80: 134-146))において高額な薬剤の入手に骨を折る中、HIV臨床検査に掛ける費用は、発展途上国で患者1人当たり年間およそ140ドルから1,500ドルの範囲と見られている(フロイド・ケー.及びシー.ギルクス、1997年、世界保健機構;スチワートランダー・ビー.他、2001年「サイエンス」第292号:p.2434‐6(Floyd, K. and C. Gilks, 1997. World Health Organization; Schwartlander, B. et al, 2001.Science 292: 2434-6))。その上、現行のHIV臨床検査には高度な研究用機器、訓練を受けた技術スタッフ、及び安定した電力や冷蔵が必要で、それら全てはHIV感染が深刻な国々の大半では希少な資源である。資源の乏しい環境で治療プログラムを効果的に実施するなら、如何にして世界中のHIV感染患者をモニタリングするかという問いにも等しく注意を払うことが重要である。 An important issue that the World Fund and HIV treatment program advocates in most developing countries have not solved is the lack of inexpensive HIV clinical tests necessary to monitor treatment progress. Because there are financial and structural barriers to conducting HIV clinical testing in a scarce environment, the obstacles faced by drug procurement programs sometimes appear trivial. In the treatment program, the average annual total medical cost per person is $ 45 (Musgrove P. et al., 2002 “Britin of World Health Organization” No. 80; p. 134-146 (Musgrove , P. et al, 2002. Bull. World Health Organ. 80: 134-146)), the cost of HIV clinical testing is about one year per patient in developing countries. $ 140 to $ 1,500 (Floyd K. and C. Gilx, 1997, World Health Organization; Stewartlander B. et al., 2001 "Science" No. 292: p. 2434-6 (Floyd, K. and C. Gilks, 1997. World Health Organization; Schwartlander, B. et al, 2001. Science 292: 2434-6)). In addition, current HIV clinical testing requires sophisticated research equipment, trained technical staff, and stable power and refrigeration, all of which are scarce resources in most countries with severe HIV infection. . It is important to pay equal attention to the question of how to monitor HIV-infected patients worldwide if the treatment program is effectively implemented in a scarce environment.
HIV抗体を検出する血清学的分析が、HIV感染を診断する手段として、依然として唯一広く普及しているHIV検査となっている。年間2,400万を超えるHIV血清検査が米国では行なわれており(疾病管理予防センター、「1997‐1998年報」2001年6月(Centers for Disease Control and Prevention, Annual Report 1997-1998. June 2001))、そして莫大な数の検査が世界中で実施されている。米国や発展途上国では、酵素免疫測定法(ELISA)によるスクリーニングを実施後、ELISAで陽性の場合にはウエスタンブロット法による確認が行なわれている。資源の乏しい環境ではより安価で迅速な血清検査が必要とされることから、迅速ELISAが開発された。ELISAは患者1人当たりの総費用が3ドル〜5ドルで実施できる。 Serological analysis to detect HIV antibodies remains the only widely used HIV test as a means of diagnosing HIV infection. More than 24 million HIV serologic tests are conducted in the United States annually (Centers for Disease Control and Prevention, Annual Report 1997-1998. June 2001) ), And a huge number of tests are being carried out around the world. In the United States and developing countries, after screening by enzyme-linked immunosorbent assay (ELISA), if the ELISA is positive, confirmation by Western blotting is performed. Rapid ELISA has been developed because cheaper and faster serum tests are required in resource-poor environments. An ELISA can be performed for a total cost of $ 3 to $ 5 per patient.
HIVを診断する血清検査は1980年代中頃に標準化されてきたが、HIV感染進行の臨床検査でのモニタリングはより困難であることが判明している。当初、体重の減少や日和見感染症の進行などの臨床的指標がHIV疾患の段階付けに使用されたが、無症候のままで症状の進行したAIDS患者の多くを識別できなかった(ムライ・エイチ.ダブリュー.他、1989年 「アメリカン・ジャーナル・オブ・メディスン」第86号:p.533‐8;カプラン・ジェー.イー.他、1992年「ジャーナル・オブ・アクワイアード・イミューン・デフィシエンシー・シンドローム」第5号:p.565-70 (Murray, H. W. et al, 1989. Am. J. Med. 86: 533-8; Kaplan, J. E. et al, 1992. J. Acquir. Immune Defic. Syndr. 5: 565-70))。予防的抗生剤や抗レトロウイルス療法を使った効果的な診断が利用可能になると、有用なHIV疾患状態の臨床マーカーが必要になった。 Serum tests for diagnosing HIV have been standardized in the mid 1980s, but monitoring clinical progress of HIV infection has proven to be more difficult. Initially, clinical indicators such as weight loss and progression of opportunistic infections were used to stage HIV disease, but many asymptomatic AIDS patients could not be identified (Murai H 1989. “American Journal of Medicine” 86: 533-8; Kaplan J. E. et al., 1992 “Journal of Acquired Immunity Dependency. Syndrome No. 5: p.565-70 (Murray, HW et al, 1989. Am. J. Med. 86: 533-8; Kaplan, JE et al, 1992. J. Acquir. Immune Defic. Syndr. 5 : 565-70). With the availability of effective diagnosis using prophylactic antibiotics and antiretroviral therapy, useful clinical markers of HIV disease status became necessary.
血清マーカーのいくつかの候補が1980年代後半及び1990年代初頭に研究されたが、その中に含まれたのはHIVp24抗原(ランジ・ジェー.エム.他、1987年「エイズ」第1号:p.155‐9(Lange, J. M. et al, 1987. AIDS 1: 155-9))、抗HIV抗体、血清IgA(免疫グロブリンA;スチワートランダー・ビー.他、1993年「エイズ」第7号:p.813-22(immunoglobulin A; Schwartlander, B. et al, 1993. AIDS 7: 813-22))、IgG、IgM、Β−2ミクログロブリン(アンダーソン・アール.イー.他、1990年「アーカイブス・オブ・インターナル・メディスン」第150号:p.73-7(Anderson, R. E. et al, 1990. Arch. Intern.Med. 150: 73-7))、ネオプトリン(ボグナー・ジェー.アール.他、1998年「クリニシェ.ヴォヘンシュリフト(Klinische Wochenschrift)」第66号:p.1015‐8(Bogner, J. R. et al, 1988. Klin. Wochenschr. 66: 1015-8))、アデノシン・デアミナーゼ及び可溶性インターロイキン2受容体(IL-2R)レベル(ランジ・ジェー.エム.他、1988年、「アナル・メディスン・インターン(パリ)」第139号:p.80-3」;ファフェイ・ジェー.エル.他、1990年「ザ・ニューイングランド・ジャーナル・オブ・メディスン」第322号:p.166-72;サビン・シー.エー.他、1994年「ブリティッシュ・ジャーナル・オブ・ヒマトロジー」第86(2)号:p.366-71;ザベイ・ジェー.エム.他、1995年、「ジャーナル・オブ・アクワイアード・イミューン・デフィシエンシー・シンドローム・アンド・ヒューマン・レトロバイロロジー」第8号:p.266−72;プラネラ・ティー.他、1998年「クリニカル・ケミストリ・アンド・ラボラトリ・メディスン」第36号:p.169−73(Lange, J. M. et al, 1988. Ann. Med. Interne (Paris) 139: 80-3; Fahey, J. L. et al, 1990. N. Engl. J. Med. 322: 166-72; Sabin, C. A. et al, 1994. Br. J. Haematol. 86 (2): 366-71; Zabay, J. M. et al, 1995. Acquir. Immun. Defic. Syndr. Hum. Retrovirol. 8: 266-72; Planella, T. et al, 1998. Clin. Chem. Lab. Med. 36: 169-73))であった。これら全てのマーカーは特定の環境で有用であることが認められたが、進行する疾患との直接的な定量化可能な相関関係を示せなかった。こうしたマーカーを使用した定期的測定の臨床的有用性はまだ証明されておらず、技術的に限界がありいくつかのアッセイが困難であった。p24検査を除いて、実際の臨床ではこれらのマーカーを広く採用していなかった。 Several candidates for serum markers were studied in the late 1980s and early 1990s, including the HIV p24 antigen (Lanji J. M. et al., 1987 “AIDS” No. 1: p. 155-9 (Lange, JM et al, 1987. AIDS 1: 155-9)), anti-HIV antibody, serum IgA (immunoglobulin A; Stewartlander B. et al., 1993 “AIDS” No. 7: p.813-22 (immunoglobulin A; Schwartlander, B. et al, 1993. AIDS 7: 813-22)), IgG, IgM, Β-2 microglobulin (Anderson Earl et al., 1990, “Archives. Of Internal Medicine "No. 150: p. 73-7 (Anderson, RE et al, 1990. Arch. Intern. Med. 150: 73-7)), neoptrin (Bogner J. R. et al., 1998). Year “Cliniche Vohensh (Klinische Wochenschrift) No. 66: p. 1015-8 (Bogner, JR et al, 1988. Klin. Wochenschr. 66: 1015-8)), adenosine deaminase and soluble interleukin 2 receptor (IL-2R) ) Level (Lanji JM. Et al., 1988, “Anal Medicine Intern (Paris)” 139: p.80-3; Fafey J. L. et al., 1990, “The New England・ Journal of Medicine ”322: pp. 166-72; Savin C. A. et al., 1994“ British Journal of Himatology ”No. 86 (2): pp. 366-71;・ J.M., et al., 1995, “Journal of Acquired Immun Deficiency Sindro And Human Retrovirology ”, No. 8: p. 266-72; Planetera T. et al., 1998“ Clinical Chemistry and Laboratory Medicine ”, No. 36: p. , JM et al, 1988. Ann. Med. Interne (Paris) 139: 80-3; Fahey, JL et al, 1990. N. Engl. J. Med. 322: 166-72; Sabin, CA et al, 1994 Br. J. Haematol. 86 (2): 366-71; Zabay, JM et al, 1995. Acquir. Immun. Defic. Syndr. Hum. Retrovirol. 8: 266-72; Planella, T. et al, 1998 Clin. Chem. Lab. Med. 36: 169-73)). All these markers were found to be useful in certain circumstances, but did not show a direct quantifiable correlation with progressive disease. The clinical utility of periodic measurements using these markers has not yet been proven, and there are technical limitations that make some assays difficult. With the exception of the p24 test, these markers were not widely adopted in actual clinical practice.
臨床的にAIDSと決定される基準を満たした殆どの患者でp24の血清濃度が無症状の患者よりかなり高かったため、p24抗原検査を一時的に導入した研究室もあった。しかしながら、抗p24抗体反応が多くの患者で生じ、その後p24が抗体結合免疫複合体として身体中を循環できるようになる。これらの免疫複合体は検査前に酸又は熱変性されなければ、民間のアッセイではp24のレベルを過小評価してしまうので、p24の臨床的利用が限定されていた(ナダル・ディー.他、1999年「ジャーナル・オブ・インフェクシャス・ディジーズ」第180号:p.1089−95(Nadal, D. et al, 1999. J. Infect. Dis. 180: 1089-95))。さらに、免疫複合体の解離後でも、理由は不明だが、多くの進行したAIDS患者らのp24レベルは極わずかである(エルコリ・エル.他、1995.11:p.1203−7(Ercoli, L. , et al 1995.11 : 1203-7))。p24測定が有するこうした問題のため、そしてアッセイに手間がかかるため、疾患との直接相関関係がある-とりわけ、CD4数及びHIV‐RNAレベル-より信頼性の高い検査が望ましい予後マーカーとされた。 Some laboratories temporarily introduced the p24 antigen test because the serum concentration of p24 was considerably higher in most patients who met the criteria determined clinically as AIDS than in asymptomatic patients. However, an anti-p24 antibody response occurs in many patients, after which p24 can circulate throughout the body as an antibody-bound immune complex. If these immune complexes are not acid or heat denatured prior to testing, p24 levels are underestimated in commercial assays, limiting the clinical use of p24 (Nadal Dee et al., 1999). “Journal of Infectious Diseases” No. 180: p. 1089-95 (Nadal, D. et al, 1999. J. Infect. Dis. 180: 1089-95)). Furthermore, even after dissociation of immune complexes, the reason for this is unknown, but p24 levels in many advanced AIDS patients are negligible (Ercoli El. Et al., 1995.11: p. 1203-7 (Ercoli, L , et al 1995.11: 1203-7)). Because of these problems with p24 measurement and the time-consuming assay, there is a direct correlation with disease—especially CD4 counts and HIV-RNA levels—more reliable tests have become desirable prognostic markers.
HIV‐1感染についての初期の研究で、臨床疾患の最も安定した指標がCD4陽性T細胞カウントであることが証明された。長期に渡る研究では、1年で最大50のCD4陽性細胞/μLの割合でゆっくりだが安定したCD4数の減少とともに、CD4数200細胞/μL未満と死亡との明確な相関関係についても示された(ファヘイ・ジェー.エル.他、1990年、「ザ・ニューイングランド・ジャーナル・オブ・メディスン」第322号:p.166−72(Fahey, J. L. et al, 1990. N. Engl. J. Med. 322: 166-72))。これらの研究成果に基づいて、疾病管理予防センターではAIDSの定義を分類し直し、CD4陽性T細胞数が200細胞未満に減少した患者をAIDSに含め(疫病管理予防センター「モービディティ・アンド・モータリティ・ウィークリー・レポート(MMWR)」1992年;41(RR−17)号:p.1−19(Centers for Disease Control MMWR 1992; 41 (RR-17): 1-19))、CD4陽性T細胞数は急速にHIV臨床検査室でのトーテムになった。付随研究では、CD4絶対数、CD4陽性(”CD4パーセント”)であったリンパ球総数の百分率、及びCD4:CD8の割合は全て疾病進行に関する有用なマーカー(疫病管理予防センター「モービディティ・アンド・モータリティ・ウィークリー・レポート(MMWR)」1997年;46号:p.1−29 (Centers for Disease Control and Prevention MMWR 1997; 46: 1-29))、特に幼児及び子供において、であると示唆された。 Early studies on HIV-1 infection demonstrated that the most stable indicator of clinical disease was CD4-positive T cell count. Long-term studies have also shown a clear correlation between CD4 count <200 cells / μL and death, with a slow but stable decrease in CD4 count at a rate of up to 50 CD4 positive cells / μL per year. (Fahey J. L. et al., 1990, The New England Journal of Medicine No. 322: pp. 166-72 (Fahey, JL et al, 1990. N. Engl. J. Med. 322: 166-72)). Based on these research results, the Center for Disease Control and Prevention reclassifies the definition of AIDS, and includes patients whose CD4-positive T cell count has decreased to less than 200 cells in AIDS (the Center for Epidemiology and Prevention Center “Mobility and Motority”).・ Weekly Report (MMWR) ”1992; 41 (RR-17): p. 1-19 (Centers for Disease Control MMWR 1992; 41 (RR-17): 1-19)), CD4 positive T cell count Quickly became a totem in the HIV clinical laboratory. In an accompanying study, the absolute number of CD4, the percentage of total lymphocytes that were CD4 positive (“CD4 percent”), and the ratio of CD4: CD8 were all useful markers for disease progression (Movidity and Motor Center for Disease Control and Prevention. (Written by the Weekly Report of MMWR) 1997; 46: p. 1-29 (Centers for Disease Control and Prevention MMWR 1997; 46: 1-29)), especially in infants and children .
1995年及び1996年に、メロールズ氏他による一連の発表により、発展途上国におけるHIV臨床検査の性質が大幅に変化した(ラブデー・シー.及びエー.ヒル 1995年「ラセント」第345号:p.790−1;メロールス・ジェー.ダブリュー.他、1995年「アナルズ・オブ・インターナル・メディスン」第122号:p.573−9;メロールス・ジェー.ダブリュー.他、1997年「サイエンス」1996.272:p.1167−70[エラトゥム・アピアーズ・イン・サイエンス275:14];メロールス・ジェー.ダブリュー.他、1997年「アナルズ・オブ・インターナル・メディスン」第126:p.946−54(Loveday, C. and A. Hill. 1995. Lancet 345: 790-1; Mellors, J. W. et al, 1995. Ann. Intern. Med. 122: 573-9; Mellors, J. W. et al, 1997. Science 1996.272: 1167-70 [Erratum appears in Science 275: 14]; Mellors, J. W. et al, 1997. Ann. Intern. Med. 126: 946-54))。 血清中に存在するHIV‐RNAの量−”ウイルス量”−が直接に臨床疾患と確実に相関していることが認められた。付随研究により、血清中のHIV‐RNAレベルが個々の患者におけるその後のHIV感染経過に関する唯一の最も重要な指標になることが確認された(クームス・アール.ダブリュー.他 1996年「ジャーナル・オブ・インフェクシャス・ディジーズ」第174号:p.704−12;オブライエン・ダブリュー.エー.他1997年「アナルズ・オブ・インターナル・メディスン」第126号:p.939−45;オブライエン・ダブリュー.エー.他1996年「ザ・ニューイングランド・ジャーナル・オブ・メディスン」第334号:p.426−31;イェーリィ・エス.他1998年「アーカイブス・オブ・インターナル・メディスン」第158:p.247−52 (Coombs, R. W. et al, 1996. J Infect. Dis. 174: 704-12; O'Brien W. A. et al, 1997. Ann. lntern. Med. 126: 939-45; O'Brien, W. A. et al, 1996. N. Engl. J. Med. 334: 426-31; Yerly, S. et al.1998. Arch. Intern. Med. 158: 247-52))。ウイルス量の測定は瞬く間に治療の標準になり、抗レトロウイルス薬を使用した治療の判断基準になった。1996年までには、公式なHIV治療ガイドラインでHIV感染患者に3ヵ月毎にCD4数及びHIV‐RNAレベルの測定を薦めるようになった(カーペンター・シー.シー.ジェー.他1996年「ジャーナル・オブ・アメリカン・メディカル・アソーシエーション」第276号:p.146−54;サーグ・エム.エス.他1996年「ネイチャー・メディスン」第2号:p.625−629(Carpenter, C. C. J. , et al. 1996. JAMA 276: 146-54; Saag, M. S. et al. 1996. Nat. Med. 2: 625- 629))。 In 1995 and 1996, a series of announcements by Meroles et al. Significantly changed the nature of HIV clinical testing in developing countries (Loveday C. and A. Hill 1995 “Lacent” 345: p. 790-1; Melols J. W., et al., 1995 “Anals of Internal Medicine” No. 122: p.573-9; Melols J. W., et al., 1997 “Science” 1996.272. : Pp. 1167-70 [Eratum Appears in Science 275: 14]; Melols J. W. Drew, et al., 1997, "Anals of Internal Medicine" 126: 946-54 (Loveday, C. and A. Hill. 1995. Lancet 345: 790-1; Mellors, JW et al, 1995. Ann. Intern. Med. 122: 573-9; Me llors, J. W. et al, 1997. Science 1996.272: 1167-70 [Erratum appears in Science 275: 14]; Mellors, J. W. et al, 1997. Ann. Intern. Med. 126: 946-54)). It was found that the amount of HIV-RNA present in the serum-"viral load"-was directly correlated with clinical disease. Ancillary studies have confirmed that serum HIV-RNA levels are the single most important indicator of the course of subsequent HIV infection in individual patients (Cooms Earl W., et al. 1996, Journal of Infectious Diseases "174: 704-12; O'Brien W. A. et al. 1997" Anals of Internal Medicine "126: p. 939-45; O'Brien W. A. 1996, The New England Journal of Medicine, No. 334: p. 426-31, Yerry S. et al, 1998, Archives of Internal Medicine, 158: p. 52 (Coombs, RW et al, 1996. J Infect. Dis. 174: 704-12; O'Brien WA et al, 1997. Ann. Lntern. Med. 126: 939-45; O'Brien, WA et al, 1996. N. Engl. J. Med. 334: 426-31; Yerly, S. et al. 1998. Arch. Intern Med. 158: 247-52)). Viral load measurement quickly became the standard for treatment and became a criterion for treatment with antiretroviral drugs. By 1996, official HIV treatment guidelines encouraged HIV-infected patients to measure CD4 counts and HIV-RNA levels every 3 months (Carpenter C. J. et al. 1996, Journal. Of American Medical Association ”276: p.146-54; Sarg MS, et al.“ Nature Medicine ”No. 2: p.625-629 (Carpenter, CCJ, et al. 1996. JAMA 276: 146-54; Saag, MS et al. 1996. Nat. Med. 2: 625-629)).
肝酵素の作用、特にその肝酵素の内アラニンアミノトランスフェラーゼ及びアスパラギン酸アミノトランスフェラーゼは、AIDS患者やHIV血清反応が陽性の人々では増加し、そうした肝酵素の作用が疾患進行の適切な指標になることも示された(ファン・シー.エム.他1988年「クリニカル・ケミストリ」第34巻(12):p.2574−6(Huang, C. M. et al, 1988. Clin. Chem. 34 (12): 2574-6))。さらに、HIV治療に使用される薬剤の多く、そしてHIVを伴う感染の多くが肝臓障害の原因になっている。アミノトランスファーゼはLアミノ酸からのαアミノ基除去を引き起こすもので、上記のように、主に肝臓中に存在する。これらのαアミノ基は酸化的分解反応中に除去され、アミノ酸生合成で使用するため再循環される、或いは尿素となって排出される。アミノ基転移により、異なるアミノ酸から全てのアミノ基が収集されてLグルタミン酸になる。グルタミン酸はアミノ基を生合成経路又は排出経路(すなわち、ヒトの尿素回路)のどちらかに導く。これら2酵素は、HIV進行の診断だけでなく、肝臓障害の診断にも重要であり、殆どのHIV感染患者で定期的にモニタリングされている。 The effects of liver enzymes, especially alanine aminotransferase and aspartate aminotransferase, among those liver enzymes, are increased in AIDS patients and people who are positive for HIV serum reaction. (Fan C. M. et al., 1988 “Clinical Chemistry”, Volume 34 (12): p. 2574-6 (Huang, CM et al, 1988. Clin. Chem. 34 (12): 2574) -6)). In addition, many of the drugs used for HIV treatment, and many of the infections associated with HIV, cause liver damage. Aminotransferases cause α-amino group removal from L amino acids and are mainly present in the liver as described above. These α-amino groups are removed during the oxidative degradation reaction and recycled for use in amino acid biosynthesis or excreted as urea. By transamination, all amino groups are collected from different amino acids into L-glutamic acid. Glutamic acid leads the amino group to either the biosynthetic or excretory pathways (ie the human urea cycle). These two enzymes are important not only for the diagnosis of HIV progression but also for the diagnosis of liver damage and are regularly monitored in most HIV-infected patients.
様々なHIV診断検査の検出感度、特異性及び臨床的有用性に勝るのがその検査コストである。HIV抗体、p24抗原、β‐2ミクログロブリンなどの血清タンパク質に対する免疫測定のための費用は、典型的には1検査当たり3ドル〜15ドルの範囲であり、より新しい簡易検査は1検査当たり1ドルほどでよい。しかしながら、免疫測定では分光光度計での読み取りが必要で、光度計1台におよそ8,000ドル掛かり、しかも安定した電力供給が要求される。免疫測定により測定可能な信頼できる予後マーカーが開発されたとしても、資源の乏しい国で使用するにはこうした費用が阻害要因になる。 The cost of testing outperforms the detection sensitivity, specificity and clinical utility of various HIV diagnostic tests. The cost for immunoassays against serum proteins such as HIV antibodies, p24 antigen, β-2 microglobulin typically ranges from $ 3 to $ 15 per test, with newer simple tests being 1 per test It can be as little as a dollar. However, immunoassay requires reading with a spectrophotometer, costs about $ 8,000 per photometer, and requires a stable power supply. Even if reliable prognostic markers that can be measured by immunoassay have been developed, these costs are an impediment to use in resource-poor countries.
米国や欧州でHIV治療のモニタリングに使用している標準治療検査は、上述した検査とは著しく異なっている。CD4カウントは免疫測定よりかなり高額であり、1検査当たり20ドル〜100ドル掛かる。CDカウントには、フローサイトメータと呼ばれる、レーザを搭載した典型的には3万ドル〜10万ドルし、多量の電力とメンテナンスが要求される機械も必要となる。ウイルス量計測用に3種類のHIV‐RNA検査の使用が現在認められている。全て増幅に基づいて行なうもので(例、PCR、bDNA、NASBA)、1検査当たり100ドルを超え、高度な研究環境や高度な技術を要する人材を必要とする。核酸増幅も、サーモサイクラーという8万ドルもし、安定した電力と温度制御が要求される装置を必要とする。 Standard treatment tests used to monitor HIV treatment in the United States and Europe are significantly different from those described above. CD4 counts are significantly more expensive than immunoassays and cost between $ 20 and $ 100 per test. CD counting requires a machine called a flow cytometer, typically $ 30,000- $ 100,000 with a laser and requires a lot of power and maintenance. Three types of HIV-RNA tests are currently approved for viral load measurement. All are based on amplification (eg, PCR, bDNA, NASBA) and cost more than $ 100 per test and require a highly research environment and highly skilled personnel. Nucleic acid amplification costs $ 80,000, a thermocycler, and requires a device that requires stable power and temperature control.
HIVによって荒廃した資源の乏しい環境では、これらの存在する技術を使ったCD4数やHIVウイルス量の定期的な測定を行なう余裕-財政的、構造的、技術的にも-が全くない。そのため、HIVに対する投薬が無料になり、病院、診療所、又はコミュニティ・ベースでの治療プログラムが実施されたとしても、どの患者が治療を受けるべきなのか、又はそうして受けている治療はどのようにモニタリングされるべきなのかを判断するのに広く適用できるシステムは現在存在しない。昨年、臨床検査科学者、HIV臨床医学者、国際的な保健政策立案者、各国の保健大臣らが出席した会議で、発展途上国での無理なく買える価格のHIV診断及び治療モニタリングツールに関する差し迫った必要性について検討された。これらの会議から3つの方法が浮上した:HIV疾患の新たな代用マーカーの検証(例、ヘモグロビンレベル);既存の検査及びアッセイの資源の乏しい環境に合わせた改良;及びCD4数、HIV‐RNA測定及び先進国世界の標準治療に照らしたその他の検査のための新技術の開発。 In a resource-poor environment devastated by HIV, there is no room for financially, structurally, or technically to regularly measure CD4 count and HIV viral load using these existing technologies. Therefore, even if HIV medications are free and hospital, clinic, or community-based treatment programs are implemented, which patients should be treated and which treatments are being treated There are currently no widely applicable systems for determining how to be monitored. Last year, a conference attended by laboratory scientists, HIV clinicians, international health policy makers, and ministers of health in various countries was imminent about affordable HIV diagnosis and treatment monitoring tools in developing countries. Necessity was examined. Three methods emerged from these meetings: validation of new surrogate markers for HIV disease (eg, hemoglobin levels); improvements to the scarce environment of existing tests and assays; and CD4 counts, HIV-RNA measurements And the development of new technologies for other tests in light of standardized treatment in the developed world.
新代用マーカー-診断基準、リンパ球総数カウント、ヘモグロビンレベル-を識別する取り組みは限定的な成功は収めたものの、1980年代後期の米国や欧州でのこうした方法の限界を繰り返したにとどまった。ウイルス量に対する代用として逆転写酵素の働きを測定するアッセイはいくらか期待を持てるものであったが、まだ費用や技術的に問題がある。より効果的な方法としてp24アッセイを改良して、熱変性したp24抗原(HDp24)に関する安価で迅速な免疫測定が策定された(レデルゲルベール・ビー.他、2000年「ジャーナル・オブ・インフェクシャス・ディジーズ」第181号:p.1280−8;パスカル・エー.他、2002年「ジャーナル・オブ・クリニカル・マイクロバイオロジー」第40巻:p.2472−5;世界保健機関エイズ対策プログラム、1994年「エイズ」8:WHO1−WH04(Ledergerber, B. , et al. 2000. A Infect. Dis. 181: 1280-8; Pascual, A. , et al. 2002. J. Clin. Microbiol. 40: 2472-5; World Health Organization Global Programme on AIDS. 1994. AIDS 8 : WH01- WH04))。資源の乏しい環境での予備調査では、このアッセイは感度85%、特異度100%、費用8ドルであり、HIV‐RNAレベルと相関している(パスカル・エー.他、2002年「ジャーナル・オブ・クリニカル・マイクロバイオロジー」第40号:p.2472‐5(Pascual, A. et al. 2002. J. Clin. Microbiol. 40: 2472-5))。HDp24アッセイは現時点では治療モニタリングに直ぐに導入できる免疫測定の最良の候補だが、費用や処理に関する技術的複雑さが懸案事項であるため、さらなるアッセイの改良や検証調査が必要である。 While efforts to identify new surrogate markers—diagnostic criteria, lymphocyte counts, and hemoglobin levels—have limited success, they have only repeated the limitations of these methods in the United States and Europe in the late 1980s. Assays that measure the action of reverse transcriptase as a surrogate for viral load have been somewhat promising, but are still costly and technically problematic. As a more effective method, the p24 assay was modified to develop an inexpensive and rapid immunoassay for the heat-denatured p24 antigen (HDp24) (Ledergelvale B. et al., 2000 “Journal of Infectious. “Dizzies”, 181: 1280-8; Pascal A. et al., 2002, “Journal of Clinical Microbiology”, Volume 40: pp. 2472-5; World Health Organization AIDS Countermeasure Program, 1994 “AIDS” 8: WHO1-WH04 (Ledergerber, B., et al. 2000. A Infect. Dis. 181: 1280-8; Pascual, A., et al. 2002. J. Clin. Microbiol. 40: 2472- 5; World Health Organization Global Program on AIDS. 1994. AIDS 8: WH01-WH04)). In preliminary studies in a scarce environment, this assay is 85% sensitive, 100% specific, costs $ 8 and correlates with HIV-RNA levels (Pascal A. et al., 2002 “Journal of "Clinical Microbiology" No. 40: p. 2472-5 (Pascual, A. et al. 2002. J. Clin. Microbiol. 40: 2472-5)). The HDp24 assay is currently the best candidate for an immunoassay that can be readily introduced for therapeutic monitoring, but the technical complexity of cost and processing is a concern and further assay refinement and validation studies are needed.
安価なCD4数計数用の入手可能な価格のフローサイトメータの開発の試みも同様に限定された成功にとどまっている(世界保健機関エイズ対策プログラム、1994年「エイズ」8:WHO1−WH04; リャムヤ・イー.・エフ.他 1996年「ジャーナル・オブ・イミュノロジカル・メソッド」第195号:p.103−12;シャーマン・ジー.ジー.他、1999年「ジャーナル・オブ・イミュノロジカル・メソッド」第222号:p.209−17;ジャノシィ・ジー.他、2002年「サイトメトリ」第50号:p.78−85(World Health Organization Global Programme on AIDS. 1994. AIDS 8: WHO1-WH04 ; Lyamuya, E. F. , et al. 1996. J. Immunol. Methods 195: 103-12; Sherman, G. G. et al.1999. J Immunol. Methods. 222: 209-17; Janossy, G. , et al. 2002. Cytometry 50: 78- 85))。磁気ビーズ分離(ダイナビーデ、ダイナル社製(Dynabeade(R), Dynal)、オスロ、ノルウェー)及び手作業による細胞数カウントを使用した別のCD4カウント方法は、西アフリカの主要なリファレンス研究施設での小規模な研究では実用的であると証明された(ディアグボウガ・エス.他、2002年、口頭による発表No.WeOrB1342、第14回国際エイズ会議(Diagbouga, S. et al, 2002. Oral Presentation #WeOrB1342, XIVth International AIDS Conference))。この方法を地方及び地域レベルでの国家的治療プログラムにまで規模を拡大できるか、またアッセイの最終的費用についてもまだ不明である。現在、ダイナビーデ法(Dynabeade method)(米国特許第4,910,148)が妥当な費用で直ぐに実施可能なCD4カウントの唯一の方法のようだが、アッセイの技術的要件(すなわち、ダイナビーデ法ではCD4陽性T細胞を磁性ミクロスフェアで標識しマグネチックセパレータで分離した抗体により定量化する必要がある)のためにその使用が困難である。ダイナビーデ法CD4カウントは現在利用可能であるが、その費用はおそらく1アッセイ当たり3ドル〜15ドルの範囲で、技術的限界から資源の乏しい環境での将来的なHIV臨床検査は新しい技術に委ねることになるだろう。 Efforts to develop affordable flow cytometers for low-cost CD4 counts have similarly limited success (World Health Organization AIDS Countermeasure Program, 1994 “AIDS” 8: WHO1-WH04; Lyamuya) • EF et al. 1996 “Journal of Immunological Method” No. 195: p. 103-12; Sherman GE et al., 1999 “Journal of Immunological Method” No. 222: p.209-17; Janosie G. et al., 2002 “Cytometry” No. 50: p.78-85 (World Health Organization Global Program on AIDS. 1994. AIDS 8: WHO1-WH04; Lyamuya, EF, et al. 1996. J. Immunol. Methods 195: 103-12; Sherman, GG et al. 1999. J Immunol. Methods. 222: 209-17; Janossy, G., et al. 2002. Cytometry 50: 78-85)). Another CD4 counting method using magnetic bead separation (Dynabeade (R), Dynal), Oslo, Norway) and manual cell counting is a small scale at a major reference research facility in West Africa. (Diaguboga S. et al., 2002, Oral Presentation No. WeOrB1342, 14th International AIDS Conference (Diagbouga, S. et al, 2002. Oral Presentation # WeOrB1342, XIVth International AIDS Conference)). Whether this method can be extended to national treatment programs at local and regional levels, and the final cost of the assay is still unclear. Currently, the Dynabeade method (US Pat. No. 4,910,148) appears to be the only method of CD4 counting that can be readily implemented at a reasonable cost, but the technical requirements of the assay (ie, the CD4 positive for the Dynabyde method) T cells need to be quantified with antibodies labeled with magnetic microspheres and separated with a magnetic separator), making their use difficult. Dinavidee CD4 counts are currently available, but the cost will probably range from $ 3 to $ 15 per assay, and future HIV testing in resource-poor environments due to technical limitations will be left to the new technology Will be.
別の技術も認識され積極的に探求されてきており、行く行くは利用可能になるかも知れない。免疫クロマトグラフィ技術における全般的改良がHIV検査にも反映されてきた。ワンステップの側方向流動形式でHIV診断用にHIV-1抗体を測定するカートリッジ及びディップスティック検査が使用可能である(ケテマ・エフ.他、2001年「ジャーナル・オブ・アクワイアード・イミューン・デフィシエンシー・シンドローム」第27号:p.63−70(Ketema, F. et al, 2001. J. Acquir. Immune Defic. Syzdr. 27: 63-70))。HIV抗体だけでなく臨床のHIV疾患の代用マーカーになり得る血清タンパク質も測定する同様なアッセイは現在評価段階である。シングルチューブを用いた核増幅検査は、資源の乏しい環境でのHIVモニタリングを含め多くのアプリケーション用に積極的に開発されている。こうした検査にはまだ高度な技術が必要とされるがHIV‐RNA測定費用が10ドル未満に減少するかも知れない(デ・バール・エム.ピー.他、2001年「ジャーナル・オブ・クリニカル・マイクロバイオロジー」第39号:p.1895−902; オー・シー-ワイ.「モニタリング・アンド・ダイアグノスティック・ツールズ・フォー・ザ・マネージメント・オブ・アンチレトロバイラル・セラピー・イン・リソース‐プーア・セッティングス」 於メリーランド州ベセスダ2001年11月11‐13日(de Baar, M. P. et al, 2001. J. Clin. Microbiol. 39: 1895-902 ; Oh, C-Y. Monitoring and Diagnostic Tools for the Management of Antiretroviral Therapy in Resource-Poor Settings, Bethesda, Md. , Noveber 11-13, 2001))。 Other technologies have also been recognized and actively explored, and going may be available. General improvements in immunochromatographic techniques have also been reflected in HIV testing. A cartridge and dipstick test to measure HIV-1 antibody for HIV diagnosis in a one-step lateral flow format is available (Ketema F. et al., 2001 “Journal of Acquired Immun Defiance” Sea Syndrome No. 27: p. 63-70 (Ketema, F. et al, 2001. J. Acquir. Immune Defic. Syzdr. 27: 63-70)). Similar assays that measure not only HIV antibodies but also serum proteins that can serve as surrogate markers for clinical HIV disease are currently under evaluation. Nuclear amplification tests using single tubes are being actively developed for many applications, including HIV monitoring in resource-poor environments. These tests still require sophisticated techniques, but the cost of HIV-RNA measurement may be reduced to less than $ 10 (De Bar MP, et al., 2001 “Journal of Clinical Micro. Biology, 39: p. 1895-902; O Sea-Wye, "Monitoring and Diagnostic Tools for the Management of Antiretroviral Therapy in Resources-Poor. Settings, Bethesda, MD, November 11-13, 2001 (de Baar, MP et al, 2001. J. Clin. Microbiol. 39: 1895-902; Oh, CY. Monitoring and Diagnostic Tools for the Management of Antiretroviral Therapy in Resource-Poor Settings, Bethesda, Md., Noveber 11-13, 2001)).
市販されている装置、Biometric Imagn2000(R)及び4T8カートリッジ(R)(オゴーマン・エム.1998年「コンフェレンス・オン・ザ・ラボラトリ・サイエンス・オブ・エイチ・アイ・ブイ」97−111(O'Gorman, M. 1998 Conference on the Laboratory Science of HIV 97-111))を使用した別の自動化された方法でも厄介な技術的要件が伴う。例えば、検体捕捉を遠心分離で実施し、検出にはさらに処理が要求されるピーク発光プロファイルを作成するレーザ走査が必要となる。 Commercially available equipment, Biometric Imag 2000 (R) and 4T8 cartridge (R) (Ogoman M. 1998 "Conference on the Laboratory Science of H.I. buoy" 97-111 (O ' Other automated methods using Gorman, M. 1998 Conference on the Laboratory Science of HIV 97-111)) also involve cumbersome technical requirements. For example, specimen scanning is performed by centrifugation, and detection requires laser scanning to create a peak emission profile that requires further processing.
世界の注目はHIV薬剤入手不足に適切に注がれてきたが、それに伴って必要とされる手ごろな価格のHIV診断技術には殆ど手付かずのままである。抗レトロウイルス治療のための資金を工面できるとすると、後は、資源の乏しい環境用に設計されたHIV臨床検査が至急必要だということである。新しい検査は厳しいコスト的制約だけでなく、世界中の4千万のHIV感染者の大部分が生活している資源の乏しい環境では冷蔵、電力、技術支援が不足しているという点も考慮する必要がある。 World attention has been devoted appropriately to the shortage of HIV drugs available, but there remains little touch on the affordable HIV diagnostic technology required. Given the availability of funding for antiretroviral therapy, there is an urgent need for HIV clinical tests designed for resource-poor environments. The new test takes into account not only severe cost constraints but also the lack of refrigeration, power and technical support in the scarce environment where the majority of 40 million people living with HIV worldwide live. There is a need.
上述したように、HIVが免疫システムに与える損傷の程度、及びAIDSの臨床的進展リスクに関する最も安定した指標はCD4陽性T細胞絶対数(CD4陽性であるリンパ球総数のパーセンテージ)及びCD4:CD8比(メロールズ・ジェー.ダブリュー.他1995年(Mellors JW et al., 1995))である。HIV-1進展をモニタリングするためのこれらのマーカーの意義は米国のガイドラインで補足されているが、同ガイドラインではCD4陽性細胞数が350細胞/mm3未満の全ての患者で治療を開始し、CD4陽性カウントは治療中3ヵ月から6ヶ月毎に測定すべきであると勧めている。 As mentioned above, the most stable indicators of the extent of damage to the immune system by HIV and the risk of clinical development of AIDS are the absolute number of CD4 positive T cells (percentage of total lymphocytes that are CD4 positive) and the CD4: CD8 ratio. (Mellors J. W. et al., 1995 (Mellors JW et al., 1995)). The significance of these markers for monitoring HIV-1 progression is supplemented by US guidelines, which start treatment in all patients with CD4 positive cells <350 cells / mm3 and are CD4 positive It is recommended that the count should be measured every 3 to 6 months during treatment.
この10年間、資源の乏しい環境での適切なCD4陽性カウント方法開発の取り組みは成功していない。成功にまで至らない理由は、一部には、従来のアッセイが高度で高価な設備、安定した電力、高度な専門的技術を必要とするからである。特に、入手可能な価格で、感度のよい、信頼できる、電力に依存しないマイクロチップをベースとするHIV感染をモニタリングするアッセイは大変望ましい。 Over the last decade, efforts to develop an appropriate CD4 positive counting method in a scarce environment have not been successful. Part of the reason for not being successful is that traditional assays require sophisticated and expensive equipment, stable power, and advanced expertise. In particular, assays that monitor HIV infection based on available, price-sensitive, reliable, power-independent microchips are highly desirable.
HIV検体のマイクロチップベースのスクリーニング方法についてここで説明する。本発明の方法では改良型のマイクロチップフローセルを使用して、細胞(例えば、CD4細胞)、核酸(例えば、HIV‐RNA)、タンパク質(例えば、肝酵素)などのHIVに関連する”対象検体”を全血から直接捕捉する。捕捉した検体を、CCDデジタルカメラなどの静止画像撮影用システムと安定した蛍光信号伝達とを組み合わせた高度な蛍光検出システムを使用して撮像する。正確な検体の定量化を、フィンガースティックで採血したサンプルの全血から、追加の処理又はサンプル増幅の必要なく、行なうことが出来る。 A microchip-based screening method for HIV specimens will now be described. The method of the present invention uses an improved microchip flow cell and uses a “target analyte” associated with HIV such as cells (eg, CD4 cells), nucleic acids (eg, HIV-RNA), proteins (eg, liver enzymes), etc. Are captured directly from whole blood. The captured specimen is imaged using an advanced fluorescence detection system that combines a still image capturing system such as a CCD digital camera and stable fluorescence signal transmission. Accurate analyte quantification can be performed from the whole blood of a sample collected with a fingerstick without the need for additional processing or sample amplification.
現行の検体スクリーニング方法では、しばしばフローサイトメトリを採用している。フローサイトメトリでは、対象検体を含む動的な流体の流れを利用した処理を必要とする。本発明の方法では、捕捉作用因子を配置して捕捉を行なう1つ又は複数の空洞部を備える独自のフローセルを経由して、対象検体を通し、それにより全血及び/又は血漿の別の容相から検体を分離する。捕捉された検体を、その後、光源、1つ又は複数のダイクロイックフィルタ、及び固定化された検体(すなわち”静止画像”)を撮像可能な検出器を使い、光学的に撮像する。このようにして、本発明の方法は対象となる小分子検体の効率的な捕捉及び静止画像撮影を提供する。 Current specimen screening methods often employ flow cytometry. Flow cytometry requires processing using a dynamic fluid flow including the target analyte. In the method of the present invention, the subject analyte is passed through a unique flow cell with one or more cavities that place and capture the capture agent, thereby providing another volume of whole blood and / or plasma. Separate the analyte from the phase. The captured analyte is then optically imaged using a light source, one or more dichroic filters, and a detector capable of imaging the immobilized analyte (ie, a “still image”). In this way, the method of the present invention provides efficient capture and still image capture of a small molecule analyte of interest.
1つの実施例では、CCDデジタル撮像を使用して静止画像撮影を行なう。小分子の検出は、効率的な捕捉、静止画像撮影、安定した蛍光信号伝達の組み合わせにより促進される。小分子は容易に捕捉、検出できるので、血液サンプルの容量、試薬、所要電力をかなり削減できる。フローサイトメトリは、それに対して、流動流を通って移動する検体から信号を捕捉することに依存しているため、扱いにくい処理方法や検出設備がより必要とする。 In one embodiment, CCD digital imaging is used to take a still image. Small molecule detection is facilitated by a combination of efficient capture, still image capture, and stable fluorescence signaling. Because small molecules can be easily captured and detected, blood sample volume, reagents, and power requirements can be significantly reduced. Flow cytometry, on the other hand, relies on capturing signals from the analyte moving through the flow stream, and thus requires more cumbersome processing methods and detection equipment.
1つの実施例において、本発明ではマイクロチップベースのHIV診断方法を提供するが、その方法では、多様な検体(例えば、CD4陽性T細胞、HIV‐RNA、p24抗原、肝酵素)に対するアッセイを、携帯型電池式のマイクロチップ・リーダーで光学的に読取り可能な単独のマイクロチップで実施する。 In one embodiment, the present invention provides a microchip-based HIV diagnostic method, in which assays for a variety of specimens (eg, CD4 positive T cells, HIV-RNA, p24 antigen, liver enzyme) are performed. It is implemented with a single microchip that is optically readable with a portable battery-powered microchip reader.
したがって、本発明は血液サンプルのHIV関連検体を検出する方法に関し、該方法は、
a)蛍光発光コンジュゲートと結合したHIV関連検体を1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルを通すことであって、該1つ又は複数の空洞部にはフィルタ備え、それにより検体を該フィルタ上で固定化して血液から検体を分離し、
b)コンジュゲートの励起に適した波長で検体に光を当てること、
c)蛍光信号を発するコンジュゲートを、検出器を使用してデジタル処理で撮像すること、
を含む。
Accordingly, the present invention relates to a method for detecting an HIV-related analyte in a blood sample, the method comprising:
a) passing an HIV-related analyte bound to a fluorescent luminescent conjugate through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities are provided with a filter, whereby the analyte is placed on the filter To separate the specimen from the blood,
b) illuminating the analyte with a wavelength suitable for excitation of the conjugate;
c) imaging conjugates emitting fluorescent signals digitally using a detector;
including.
1つの実施例において、フィルタはポリカーボネート多孔性膜である。 In one embodiment, the filter is a polycarbonate porous membrane.
本発明はサンプル血液中におけるCD4陽性T細胞対CD8陽性T細胞の割合を決定する方法に関し、該方法は、
a)其々異なる蛍光発光コンジュゲートと結合したCD4陽性及びCD8陽性Tリンパ球を、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに、通すことであって、該1つ又は複数の空洞部にはフィルタを備え、それによりCD4陽性及びCD8陽性Tリンパ球をフィルタ上で固定化し、
b)各コンジュゲートの励起に適した波長でリンパ球に光を当てること、
c)検出器を使い蛍光信号を発した各コンジュゲートをデジタル処理で撮像すること、及び
d)CD4陽性細胞対CD8陽性細胞の割合を判定すること、を含む。
The present invention relates to a method for determining the ratio of CD4 positive T cells to CD8 positive T cells in a sample blood, the method comprising:
a) passing CD4-positive and CD8-positive T lymphocytes bound to different fluorescent luminescent conjugates through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities include Comprising a filter, whereby CD4 positive and CD8 positive T lymphocytes are immobilized on the filter,
b) illuminating lymphocytes with a wavelength suitable for excitation of each conjugate;
c) digitally imaging each conjugate that emitted a fluorescent signal using a detector, and d) determining the ratio of CD4 positive cells to CD8 positive cells.
本発明は血液サンプルにおいてHIV‐RNAを検出する方法に関し、該方法は、
a)1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに、HIV-RNAを含む血液サンプルを通すことであって、該1つ又は複数の空洞部には蛍光発光化合物と結合した相補的なヌクレオチド配列を有するフィルタを含み、
b)前記フィルタ上の前記HIV-RNAと前記相補的なヌクレオチド配列間で結合複合体を形成することであって、前記結合複合体の形成により蛍光発光化合物より発せられる信号を強化し、
c)蛍光発光化合物の励起に適した波長で該複合体に光を当てること、及び
d)検出器を使い、複合体が発する蛍光信号をデジタル処理で撮像すること、を含む。
The present invention relates to a method for detecting HIV-RNA in a blood sample, the method comprising:
a) passing a blood sample containing HIV-RNA through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities contain a complementary nucleotide sequence bound to a fluorescent compound. Including a filter having
b) forming a binding complex between the HIV-RNA on the filter and the complementary nucleotide sequence, enhancing the signal emitted from the fluorescent compound by the formation of the binding complex;
c) illuminating the complex with a wavelength suitable for excitation of the fluorescent compound, and d) using a detector to digitally image the fluorescence signal emitted by the complex.
本発明は、血液サンプルにおけるHIV関連検体を検出する方法であって、該方法は、
a)蛍光発光コンジュゲートと結合したHIV関連検体を、1つ又は複数を備えるフローセルに、通すことであって、該1つ又は複数を備えるフローセルには該検体に対して結合親和力を有する適切な生物因子を有するアガロースビーズを含み、それにより該検体をビーズ上で固定化して、検体を血液から分離し、
b)コンジュゲートの励起に適する波長で検体に光を当てること、
c)検出器を使い蛍光信号を発したコンジュゲートをデジタル処理で撮像すること、を含む。
The present invention is a method for detecting an HIV-related analyte in a blood sample, the method comprising:
a) passing an HIV-related analyte bound to a fluorescent conjugate through a flow cell comprising one or more, wherein the flow cell comprising one or more has an appropriate binding affinity for the analyte Including agarose beads with biological factors, thereby immobilizing the specimen on the beads and separating the specimen from the blood;
b) illuminating the analyte at a wavelength suitable for excitation of the conjugate;
c) digitally imaging the conjugate that emitted the fluorescent signal using a detector.
本発明は血液サンプル中におけるCD4陽性T細胞対CD8陽性T細胞の割合を判定する方法に関し、該方法は、
a)其々異なる蛍光発光コンジュゲートと結合したCD4陽性及びCD8陽性Tリンパ球を、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに、通すことを含み、該1つ又は複数の空洞部にはCD4陽性及びCD8陽性Tリンパ球のいずれかに対して結合親和力を有するアガロースビーズを含み、それによりビーズ上でリンパ球を固定化して、血液から検体を分離する。
The present invention relates to a method for determining the ratio of CD4 positive T cells to CD8 positive T cells in a blood sample, the method comprising:
a) passing CD4 positive and CD8 positive T lymphocytes, each conjugated with a different fluorescent luminescent conjugate, through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities contain CD4 Agarose beads having binding affinity for either positive and CD8 positive T lymphocytes are included, thereby immobilizing the lymphocytes on the beads and separating the specimen from the blood.
本発明はサンプル血液中においてHIV‐RNAを検出する方法に関し、該方法は、
a)HIV-RNAを含む血液サンプルを、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに通すことであって、該1つ又は複数の空洞部には、蛍光発光化合物と結合した相補的なヌクレオチド配列を有するアガロースビーズを含み、
b)ビーズ上でHIV-RNAと相補的なヌクレオチド配列間の結合複合体を形成することであって、HIV-RNAに相補的なヌクレオチド配列が結合することにより、蛍光発光化合物から発せられる信号が強化され、
c)蛍光発光化合物の励起に適した波長で該複合体に光を当てること、及び
d)検出器を使い、複合体が発した蛍光信号をデジタル処理で撮像すること、を含む。
The present invention relates to a method for detecting HIV-RNA in a sample blood, the method comprising:
a) Passing a blood sample containing HIV-RNA through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities are complementary nucleotide sequences bound to a fluorescent compound. Comprising agarose beads having
b) forming a binding complex between the nucleotide sequence complementary to the HIV-RNA on the bead, wherein the signal emitted from the fluorescent compound is caused by the binding of the complementary nucleotide sequence to the HIV-RNA. Enhanced,
c) illuminating the complex with a wavelength suitable for excitation of the fluorescent compound, and d) using a detector to digitally image the fluorescent signal emitted by the complex.
本発明の他の態様は以下の開示において記載され、又は以下の開示から(及び本発明の範囲内において)明らかである。 Other aspects of the invention are described in or are obvious from (and within the scope of the invention) the following disclosure.
ここでは、1つ又は複数の対象検体を含む流体の分析に関するシステム及び方法について説明する。ここで使用しているように、”検体”は、このシステムを使用して効率的に固定化、検出、定量化される生物因子を指し、核酸、タンパク質、細胞を含む。1つの実施例では、本発明における検体はHIV感染(即ち、検体の定量化により被験者におけるHIV感染の存在又は重症度を示す)に関連する。 Here, systems and methods relating to the analysis of fluids containing one or more target analytes are described. As used herein, “analyte” refers to a biological factor that is efficiently immobilized, detected, and quantified using this system and includes nucleic acids, proteins, and cells. In one example, the specimen in the present invention is associated with HIV infection (ie, the quantification of the specimen indicates the presence or severity of HIV infection in the subject).
システムを、液体の又は気体の流体のどちらかに対して使用してもよい。システムでは、実施例によっては、個々の検体及び検体の混合物両方に対する診断を示すパターンを生成してもよい。実施例によっては、システムは複数の化学的に反応する粒子でできており、該粒子は秩序配列を形成し、多くの異なる種類の検体を同時に迅速に検出可能である。システムの1態様としてマイクロ加工処理を施して配列を形成してもよく、それにより費用を掛けずシステムの製造が可能である。 The system may be used for either liquid or gaseous fluids. In some embodiments, the system may generate a pattern that indicates a diagnosis for both an individual specimen and a mixture of specimens. In some embodiments, the system is made up of a plurality of chemically reactive particles that form an ordered array that can rapidly detect many different types of analytes simultaneously. As an aspect of the system, the microfabrication process may be applied to form the array, which allows the system to be manufactured without cost.
1つの実施例の検体検出システムにおいて、システムは、実施例によっては、光源、センサーアレイを有するフローセル、検出器を含む。該センサーアレイは、実施例によっては、秩序配列において化学的に反応する粒子(ここでは”粒子”と称す)などの様々な捕捉作用因子を保持するよう構成される支持部材の形状を成す。粒子の例としては、これに限定されないが、官能化高分子ビーズ、アガロースビーズ、デキストロースビーズ、ポリアクリルアミドビーズ、多孔質ガラスビーズ、金属酸化物粒子(例えば、二酸化ケイ素(SiO2)又は酸化アルミニウム(Al2O3))、高分子薄膜、金属の量子粒子(例えば、Si、Ge、GaAsなど)を含む。 In one example analyte detection system, the system, in some examples, includes a light source, a flow cell with a sensor array, and a detector. The sensor array, in some embodiments, is in the form of a support member configured to hold various capture agents, such as particles that react chemically in an ordered array (herein referred to as “particles”). Examples of particles include, but are not limited to, functionalized polymer beads, agarose beads, dextrose beads, polyacrylamide beads, porous glass beads, metal oxide particles (eg, silicon dioxide (SiO 2 ) or aluminum oxide ( Al 2 O 3 )), polymer thin films, metal quantum particles (eg, Si, Ge, GaAs, etc.).
検出器(例えば、電荷結合素子”CCD”、フォトダイオード、CMOSイメージャ、その他の光に反応する装置)をセンサーアレイの下に配置し、データ取得を可能にしてもよい。別の実施例では、検出器をセンサーアレイの上に配置して粒子又は他の捕捉作用因子から発せられた光の反射からデータを取得してもよい。 A detector (eg, charge coupled device “CCD”, photodiode, CMOS imager, or other device that reacts to light) may be placed under the sensor array to enable data acquisition. In another example, a detector may be placed on the sensor array to acquire data from reflections of light emitted from particles or other capture agents.
光源から発せられた光はセンサーアレイを通過しセンサーアレイの底側を抜ける。粒子により変調された光がセンサーアレイを通過し、近位に離れて配置した検出器上に届くようにしてもよい。光学的変化の評価は、目視検査又は検出器自体又は検出器を光学顕微鏡と組み合わせて使用して完了してもよい。マイクロプロセッサを検出器又は顕微鏡に連結してもよい。流体供給システムをセンサーアレイの支持部材に連結してもよい。この流体供給システムは、実施例によっては、サンプルをセンサーアレイ内に、及びセンサーアレイ外に導くよう構成されている。 Light emitted from the light source passes through the sensor array and passes through the bottom side of the sensor array. The light modulated by the particles may pass through the sensor array and reach a proximally spaced detector. Evaluation of the optical change may be completed by visual inspection or using the detector itself or the detector in combination with an optical microscope. The microprocessor may be coupled to a detector or a microscope. The fluid supply system may be coupled to a support member of the sensor array. The fluid supply system is configured to direct the sample into and out of the sensor array in some embodiments.
粒子は、実施例によっては、対象検体に結合し、変調信号を生成する両能力を有する。これらの粒子は、実施例によっては、検体の存在時に検出可能な信号を生成する要素である。粒子は光学的な(例えば、吸光度又は反射率)信号又は蛍光/発光信号を、検体への照射時に発生してもよい。粒子を、対象検体と結合し変調信号を生成する両能力を有する生物因子と結び付けることが可能である。生物因子を、標識(例えば、蛍光発光化合物で標識化した相補的HIV配列)に結合させることができる。生物因子は対象検体に結合する能力を有してもよい。生物因子は対象検体と結合すると、標識に光が当たると変調信号を発生させるようにしてもよい。生物因子は、自然発生の又は人造のもので、論理的設計又は組み合わせ的手法により形成されてもよい。例としては、これに限定されないが、DNA、RNA、タンパク質、酵素、オリゴペプチド、抗原、抗体が挙げられる。自然又は人造の生物因子かどちらにするかは、特定の方法で検体との結合能力で選択してもよい。 The particles, in some embodiments, have both the ability to bind to the analyte of interest and generate a modulated signal. These particles, in some embodiments, are elements that generate a signal that can be detected in the presence of an analyte. The particles may generate an optical (eg, absorbance or reflectance) signal or a fluorescence / luminescence signal upon irradiation of the specimen. The particles can be associated with a biological agent that has both the ability to bind the analyte of interest and generate a modulated signal. The bioagent can be bound to a label (eg, a complementary HIV sequence labeled with a fluorescent compound). The bioagent may have the ability to bind to the analyte of interest. When the biological agent is bound to the target analyte, a modulated signal may be generated when the label is exposed to light. Biological factors are naturally occurring or man-made and may be formed by logical design or combinatorial techniques. Examples include, but are not limited to, DNA, RNA, protein, enzyme, oligopeptide, antigen, antibody. Whether natural or artificial biological factors are used may be selected based on the ability to bind to the specimen in a specific manner.
1つの実施例では、生物因子を、フルオロフォアなどの発光化合物と結合させる。別の実施例では、検体自身を発光化合物と結合させることができる。これらのコンジュゲートされた実体はここでは”蛍光発光検出コンジュゲート”と称す。 In one example, the bioagent is coupled to a luminescent compound such as a fluorophore. In another example, the analyte itself can be bound to the luminescent compound. These conjugated entities are referred to herein as “fluorescence detection conjugates”.
1つの実施例では、センサーアレイシステムには多くの粒子を含み、そこでは粒子に1つ又は複数の高分子ビーズ又はアガロースビーズと結合した生物因子(例えば、受容体、抗体、DNA、RNA配列)を有してもよい。生物因子は、実施例によっては、検体への相互作用能力で選択される。この相互作用は、例えば検体との、結合/会合の形をとってもよい。支持部材を、粒子を支持しながら適切な光の波長を通せるいかなる材料で製作してもよい。 In one embodiment, the sensor array system includes a number of particles, where a bioagent (eg, receptor, antibody, DNA, RNA sequence) associated with one or more polymer beads or agarose beads. You may have. In some embodiments, the bioagent is selected for its ability to interact with the analyte. This interaction may take the form of binding / association with, for example, an analyte. The support member may be made of any material that can pass the appropriate wavelength of light while supporting the particles.
1つの実施例では、生物因子及び標識を高分子樹脂と結合させてもよい。捕捉時に、構造変化が検体の存在で起こり、それにより標識の局部的な微小環境における変化が起こる。この変化により標識の分光学的特性に変化が生じてもよい。標識との相互作用で、使用する信号伝達プロトコルによって様々に異なる信号が生成されてもよい。かかるプロトコルには、吸光度、蛍光共鳴エネルギー移動、及び/又は蛍光消光を含めてもよい。 In one example, the bioagent and label may be coupled with a polymeric resin. Upon capture, structural changes occur in the presence of the analyte, thereby causing changes in the local microenvironment of the label. This change may cause a change in the spectroscopic properties of the label. Depending on the signaling protocol used, different signals may be generated upon interaction with the sign. Such protocols may include absorbance, fluorescence resonance energy transfer, and / or fluorescence quenching.
1つの実施例において、センサーアレイシステムには、個々の空洞部内に収容された多くの粒子を含む。粒子には高分子又はアガロースビーズに結合した生物因子を有してもよい。適した生物因子を対象検体との相互作用で選択することができる。この相互作用は、検体との、結合/会合の形をとってもよい。支持部材を、粒子を支持しながら適切な光の波長を通せるいかなる材料で製作してもよい。支持部材には、複数の空洞部を備えてもよい。空洞部を、少なくとも1つの粒子を実質的に空洞部内に収容するように形成してもよい。 In one embodiment, the sensor array system includes a number of particles contained within individual cavities. The particles may have biological factors bound to polymer or agarose beads. A suitable biological factor can be selected by interaction with the target analyte. This interaction may take the form of binding / association with the analyte. The support member may be made of any material that can pass the appropriate wavelength of light while supporting the particles. The support member may include a plurality of cavities. The cavity may be formed so that at least one particle is substantially contained within the cavity.
支持部材には、複数の空洞部を有してもよく、該空洞部をここでは”マイクロウェル”とも称す。空洞部は従来技術で既知のマイクロマシニング技術で形成可能である。空洞部は、例えばピラミッド形の穴に形成して、それにより少なくとも1つの捕捉作用因子を空洞部内に収容するようにしてもよい。1つの実施例では、捕捉作用因子は、其々が生物因子と結合可能なアガロースビーズ又はフィルタを有する粒子である。 The support member may have a plurality of cavities, which are also referred to herein as “microwells”. The cavity can be formed by a micromachining technique known in the prior art. The cavity may be formed, for example, in a pyramidal hole so that at least one capture agent is accommodated in the cavity. In one embodiment, the capture agent is a particle having agarose beads or filters, each capable of binding to a biological agent.
センサーアレイにはカバー層を含んでもよい。カバー層はセンサーアレイ上に少し離れて位置し、それによりセンサーアレイ表面とカバー層の間に経路を形成してもよい。カバー層を少し離れて配置してもよく、それによりカバー層が、センサーアレイ内の空洞部から粒子が脱落するのを防ぐと共に、流体をセンサーアレイとカバー層間に形成された経路を通して空洞部に流入可能にする。 The sensor array may include a cover layer. The cover layer may be located slightly above the sensor array, thereby forming a path between the sensor array surface and the cover layer. The cover layer may be spaced a little apart so that the cover layer prevents particles from falling out of the cavity in the sensor array and allows fluid to enter the cavity through a path formed between the sensor array and the cover layer. Allow inflow.
実施例によっては、空洞部を、使用中に空洞部を流体が通過できるように構成してもよくする一方、空洞部を流体の空洞部通過時に空洞部内に捕捉作用因子を保持するよう構成する。例えば、空洞部には、対象のHIV検体に対して特定の結合親和力を有する生物因子(例えば、HIVgp41及び/又はgp120抗原、HIVp24抗原、及びB型肝炎表面抗原)と結合したアガロースビーズを含んでもよい。 In some embodiments, the cavity may be configured to allow fluid to pass through the cavity during use, while the cavity is configured to retain a capture agent within the cavity as the fluid passes through the cavity. . For example, the cavity may contain agarose beads bound to a biological agent (eg, HIV gp41 and / or gp120 antigen, HIV p24 antigen, and hepatitis B surface antigen) having a specific binding affinity for the subject HIV specimen. Good.
吸引機を空洞部に取付けてもよい。吸引機をセンサーアレイ全体に適用してもよい。或いは、吸引装置を空洞部に取付けて、空洞部を真空状態にしてもよい。吸引装置は、圧力差を設け流体を移動させられるいかなる装置でもよい。吸引装置は空洞部内のいかなる流体に吸引力を適用してもよい。吸引装置の例としては、予め密封した真空チャンバ、真空ポンプ、真空ライン、吸引型ポンプが挙げられる。 A suction machine may be attached to the cavity. A suction machine may be applied to the entire sensor array. Alternatively, a suction device may be attached to the cavity and the cavity may be in a vacuum state. The suction device may be any device that can provide a pressure differential and move fluid. The suction device may apply a suction force to any fluid in the cavity. Examples of the suction device include a previously sealed vacuum chamber, a vacuum pump, a vacuum line, and a suction type pump.
実施例において、光学検出器を、独立した検出装置を利用するよりはむしろ、支持部材の底部内に一体化してもよい。光学検出器にマイクロプロセッサを取付けて、独立した検出コンポーネントを利用することなく流体評価を行なえるようにしてもよい。さらに、流体供給システムも支持部材に組み込んでもよい。検出器及び流体供給システムを支持部材と一体化させることにより、コンパクトで持ち運び可能な検体感知システムの形成が可能になる。 In an embodiment, the optical detector may be integrated into the bottom of the support member rather than utilizing a separate detection device. A microprocessor may be attached to the optical detector so that fluid evaluation can be performed without the use of a separate detection component. Furthermore, a fluid supply system may also be incorporated into the support member. By integrating the detector and fluid supply system with the support member, a compact and portable analyte sensing system can be formed.
高感度のセンサーアレイ(例えば、CCD又はCMOS)を使い生物/化学的因子の結合時に起こる光学的特性の変化を測定してもよい。このアレーを、フィルタ、光源、流体供給及びマイクロマシニングされた粒子容器に連結させて、それにより機能的なセンサーアレイを作成してもよい。1つの実施例では、データ取得及び処理を既存のCCD又はCMOS技術を利用して行なってもよい。CCD又はCMOS検出器が、白色光、紫外線、蛍光を測定できるよう構成してもよい。その他の検出器として、光電子倍増管、電荷誘導装置、フォトダイオード、フォトダイオード・アレイ、マイクロチャンネル部材などを使用してもよい。 Sensitive sensor arrays (eg, CCD or CMOS) may be used to measure changes in optical properties that occur upon bio / chemical agent binding. This array may be coupled to a filter, light source, fluid supply, and micromachined particle container, thereby creating a functional sensor array. In one embodiment, data acquisition and processing may be performed using existing CCD or CMOS technology. A CCD or CMOS detector may be configured to measure white light, ultraviolet light, and fluorescence. As other detectors, a photomultiplier tube, a charge induction device, a photodiode, a photodiode array, a microchannel member, or the like may be used.
1つの実施例では、自然発生又は人造の生物因子を高分子又はアガロースビーズに結び付けて、粒子を作成する。粒子は、実施例によっては、対象検体との結合、及び検出可能な信号の生成という両能力を有する。実施例によっては、粒子は、対象検体と結合すると光学信号を生成する。 In one embodiment, naturally occurring or man-made biological factors are bound to macromolecules or agarose beads to create particles. Particles, in some embodiments, have both the ability to bind to the analyte of interest and to generate a detectable signal. In some embodiments, the particles generate an optical signal when bound to the analyte of interest.
様々な自然及び人造の生物因子は、ポリヌクレオチド(例えば、アプタマー)、ペプチド(例えば、酵素及び抗体)、及び受容体を含むが、これに限定せず、使用してもよい。ポリヌクレオチドは、DNA配列の連続した構築により得られるかも知れない比較的小さなDNAの断片である。ペプチドは、抗体又は酵素などの天然ペプチドを含む、又はアミノ酸から合成してもよい。 A variety of natural and man-made biological factors include, but are not limited to, polynucleotides (eg, aptamers), peptides (eg, enzymes and antibodies), and receptors. A polynucleotide is a relatively small piece of DNA that may be obtained by sequential construction of DNA sequences. Peptides may include natural peptides such as antibodies or enzymes, or may be synthesized from amino acids.
1つの実施例では、粒子は、天然のバイオポリマーに基づくが、非天然の連結ユニットで構成される化学構造である、非天然のバイオポリマーを有してもよい。例えば、ポリチオ尿素及びポリグアニジンは、ペプチドと類似した構造を持つが、アミノ酸よりむしろ、ジアミン(即ち、少なくとも2つのアミン官能基を含む化合物)から合成してもよい。 In one example, the particles are based on natural biopolymers but may have non-natural biopolymers that are chemical structures composed of non-natural linking units. For example, polythiourea and polyguanidine have structures similar to peptides but may be synthesized from diamines (ie, compounds containing at least two amine functional groups) rather than amino acids.
1つの実施例では、生物因子を高分子樹脂と結合させてもよい。捕捉時に、検体が存在すると化学反応が起こり、信号が生成される。標識を生物因子又は高分子ビーズに結合させてもよい。化学反応により、標識の局部的微小環境で変化を起こして、標識の分光学的特性を変化させてもよい。この信号を、様々な信号伝達プロトコルを使用して生成してもよい。かかるプロトコルには、吸光度、蛍光共鳴エネルギー移動、及び/又は蛍光消光を含んでもよい。組み合わせ例としては、以下に限定されないが、ペプチド‐プロテアーゼ、ポリヌクレオチド−ヌクレアーゼ、オリゴ糖−オリゴ糖切断剤が挙げられる。 In one embodiment, the bioagent may be combined with a polymeric resin. At the time of capture, if there is an analyte, a chemical reaction occurs and a signal is generated. The label may be bound to a bioagent or polymer bead. A chemical reaction may cause changes in the local microenvironment of the label to change the spectroscopic properties of the label. This signal may be generated using various signaling protocols. Such protocols may include absorbance, fluorescence resonance energy transfer, and / or fluorescence quenching. Examples of combinations include, but are not limited to, peptide-protease, polynucleotide-nuclease, oligosaccharide-oligosaccharide cleaving agent.
これらシステムに関するさらなる詳細は、以下の米国特許出願において述べられており、全ては引用することによりここに組み込まれる:米国特許出願第09/287,248、発明の名称「フルーイド・ベースト・アナリシス・オブ・マルチプル・アナリツ・バイ・ア・センサーアレイ (Fluid Based Analysis of Multiple Analytes by a Sensor Array)」;米国特許出願第09/354,882、発明の名称「センサーアレイズ・フォー・ザ・メジャメント・アンド・アイデンティフィケーション・オブ・マルチプル・アナリツ・イン・ソリューションズ(Sensor Arrays for the Measurement and Identification of Multiple Analytes in Solutions)」;米国特許出願第09/616,355、発明の名称「デテクション・システム・ベースト・オン・アン・アナリテ・リアクティブ・パーティクル(Detection System Based on an Analyte Reactive Particle)」;米国特許出願第09/616,482、発明の名称「ジェネラル・シグナリング・プロトコルズ・フォー・ケミカル・レセプターズ・イン・インモビライズド・メイトレシーズ(General Signaling Protocols for Chemical Receptors in Immobilized Matrices)」;米国特許出願第09/616,731、発明の名称「メソッド・アンド・アパラタス・フォー・ザ・デリバリー・オブ・サンプルズ・ツー・ア・ケミカル・センサーアレイ(Method and Apparatus for the Delivery of Samples to a Chemical Sensor Array)」;米国特許出願第09/775,342、発明の名称「マグネティック-ベースト・プレイスメント・アンド・リテンション・オブ・センサーエレメンツ・イン・ア・センサーアレイ(Magnetic-Based Placement and Retention of Sensor Elements in a Sensor Array)」;米国特許出願第09/775,340、発明の名称「メソッド・アンド・システム・フォー・コレクティング・アンド・トランスミティング・ケミカル・インフォメーション(Method and System for Collecting and Transmitting Chemical Information)」;米国特許出願第09/775,344、発明の名称「システム・アンド・メソッド・フォー・ザ・アナリシス・オブ・ボディリイ・フルーイズ(System and Method for the Analysis of Bodily Fluids)」;米国特許出願第09/775,353、発明の名称「メソッド・オブ・プリペアリング・ア・センサーアレイ(Method of Preparing a Sensor Array)」;米国特許出願第09/775,048、発明の名称「システム・フォー・トランスファーリング・フルーイド・サンプルズ・スルー・ア・センサーアレイ(System for Transferring Fluid Samples Through A Sensor Array)」(米国特許出願公開第2002−0045272−A1);米国特許出願第09/775,343、発明の名称「ポータブル・センサーアレイシステム(Portable Sensor Array System)」;及び、米国特許出願第10/072,800、発明の名称「メソッド・アンド・アパラタス・フォー・ザ・コンファインメント・オブ・マテリアル・イン・ア・マイクロマシーンド・ケミカル・センサーアレイ(Method and Apparatus for the Confinement of Materials in a Micromachined Chemical Sensor Array)」。 Further details regarding these systems are set forth in the following US patent applications, all of which are hereby incorporated by reference: US patent application Ser. No. 09 / 287,248, entitled “Fluid Based Analysis of the Invention”.・ Fluid Based Analysis of Multiple Analyzes by a Sensor Array ”; US patent application Ser. No. 09 / 354,882, entitled“ Sensor Arrays for the Measurement and. “Identification of Multiple Analyzes in Solutions”; US patent application Ser. No. 09 / 616,355, entitled “Detection System Based.” On An Analyte Reactive Particles (Detection System Based on an Analyte Reactive Particles); US patent application Ser. No. 09 / 616,482, title of the invention “General Signaling Protocols for Chemical Receptors in Immobilized MATERIALS” for Chemical Receptors in Immobilized Matrices); US patent application Ser. No. 09 / 616,731, entitled “Method and Appalatis for the Delivery of Samples to a Chemical Sensor Array” U.S. patent application Ser. No. 09 / 775,342, entitled “Magnetic-based Placement and Retention of Sensors Elements in a Sensor”. Array (Magnetic-Based Placement and R "etention of Sensor Elements in a Sensor Array"; US patent application Ser. No. 09 / 775,340, entitled “Method and System for Collecting and Transmitting Chemical Information”. Collecting and Transmitting Chemical Information); US patent application Ser. No. 09 / 775,344, entitled “System and Method for the Analysis of Bodily Fluids” U.S. Patent Application No. 09 / 775,353, Title of Method "Method of Preparing a Sensor Array"; U.S. Patent Application No. 09 / 775,048, Title of Invention "System for Transferring Fluid Samples Through • System for Transferring Fluid Samples Through A Sensor Array ”(US Patent Application Publication No. 2002-0045272-A1); US Patent Application No. 09 / 775,343, entitled“ Portable Sensor Array System ” Array System); and US patent application Ser. No. 10 / 072,800, title of invention “Method and Apparatus for the Confinement of Material in a Micromachined Chemical Sensor Array” (Method and Apparatus for the Confinement of Materials in a Micromachined Chemical Sensor Array) ".
別の実施例では、捕捉作用因子は、流体工学装置内の空洞部が流体工学装置内に配置されたフィルタを収容するように構成される膜ベースのフローセンサを備える。検体、特に、リンパ球及び他の白血球などの細胞は、その大きさが濾過孔より大きいため、フローセルで捕捉され、膜上で固定化される。捕捉された検体を直接分析、又は撮像に先立ち視覚化化合物で処理してもよい。 In another embodiment, the capture agent comprises a membrane based flow sensor configured to accommodate a filter in which a cavity in the fluidics device is disposed within the fluidics device. Samples, particularly cells such as lymphocytes and other leukocytes, are larger in size than the filtration pores, and are thus captured by the flow cell and immobilized on the membrane. The captured analyte may be directly analyzed or treated with a visualization compound prior to imaging.
ここで記述するように、様々な検体を膜ベースのフローセンサを使い捕捉及び分析してもよい。検出の特に対象となる検体として、リンパ球、単球、他の免疫システム細胞が挙げられる。 As described herein, various analytes may be captured and analyzed using membrane-based flow sensors. Samples of particular interest for detection include lymphocytes, monocytes, and other immune system cells.
図1は、膜ベースのフローセンサ100の拡大図である。フローセンサ100には、少なくとも2つの部材140及び150の間に挟まれた膜110を含む。部材140及び150は流体が膜110に流入し通過できるよう構成されている。部材140及び150は、検体を検出する前に、膜110で検体を捕捉するようにも構成されている。ニュクリポア(製品名:Nuclepore(R))トラックエッチング膜、ニトロセルロース、ナイロン、セルロースアセテートなど、これらに限定されないが、多様な異なる材料を、膜110に使用してもよい。一般的に、膜110に使用する材料は、視覚化及び検出プロセス中に使用する染色液と抗体の非特異的結合に抵抗力を持つべきである。さらに、膜110は様々な試薬、緩衝液、溶媒に対して不活性である材料から成る。膜110には正確に均一に配された複数のサブミクロンの孔を有してもよい。均一に配置された孔を有する膜を使用することで、流体の流れや検体の分離より確実に制御できる。 FIG. 1 is an enlarged view of a membrane-based flow sensor 100. The flow sensor 100 includes a membrane 110 sandwiched between at least two members 140 and 150. Members 140 and 150 are configured to allow fluid to enter and pass through membrane 110. The members 140 and 150 are also configured to capture the analyte with the membrane 110 before detecting the analyte. A variety of different materials may be used for the membrane 110 such as, but not limited to, Nuclepore (product name: Nuclepore®) track etch membrane, nitrocellulose, nylon, cellulose acetate and the like. In general, the material used for the membrane 110 should be resistant to non-specific binding of antibody and staining solution used during the visualization and detection process. Further, the membrane 110 is made of a material that is inert to various reagents, buffers, and solvents. The membrane 110 may have a plurality of submicron pores that are precisely and uniformly arranged. By using a membrane having uniformly arranged holes, it is possible to control more reliably than fluid flow or specimen separation.
部材140及び150は、検体検出に使用する光線の波長に対してほぼ透過性を有する材料から成る。例えば、検体検出方法で紫外線を使用になければならない場合、部材140は紫外線に対してほぼ透過性を有する材料から成るのが望ましい。部材140は、検出方法の基準を満たすのに適した材料であればいかなる材料から成ってもよい。部材140の形成に使用してもよい透明な材料としては、ガラス、石英ガラス、及びアクリレート重合体(例えば、ポリメタクリル酸メチル)などの重合体を含むが、これに限定されない。実施例によっては、上部部材140及び下部部材150は両方とも透明な材料から成る。上部部材及び下部部材に透明な材料を使用することで、膜ベースのフローセンサを経由して検出を行なえる。 The members 140 and 150 are made of a material that is substantially transparent to the wavelength of light used for analyte detection. For example, when it is necessary to use ultraviolet rays in the specimen detection method, the member 140 is preferably made of a material that is substantially transparent to ultraviolet rays. The member 140 may be made of any material suitable for meeting the detection method criteria. Transparent materials that may be used to form member 140 include, but are not limited to, polymers such as glass, quartz glass, and acrylate polymers (eg, polymethyl methacrylate). In some embodiments, the upper member 140 and the lower member 150 are both made of a transparent material. By using a transparent material for the upper member and the lower member, detection can be performed via a membrane-based flow sensor.
図1に示すように、膜110は上部部材140及び下部部材150間に挟まれる。下部部材150及び/又は上部部材140には膜を保持するよう構成された窪部を有してもよい。例えば、図1では、下部部材150には、膜110を受けるよう構成された窪部152を含み、膜110の支持又は封入に使用する他の付随する部品を伴う。窪部又は空洞部は、標準的なエッチング技術で上部部材140及び/又は下部部材150にエッチングしてもよい。 As shown in FIG. 1, the film 110 is sandwiched between the upper member 140 and the lower member 150. Lower member 150 and / or upper member 140 may have a recess configured to hold the membrane. For example, in FIG. 1, the lower member 150 includes a recess 152 configured to receive the membrane 110 with other accompanying components used to support or encapsulate the membrane 110. The recess or cavity may be etched into the upper member 140 and / or the lower member 150 using standard etching techniques.
図1を参照すると、下部部材150には、部材支持体130を受けるよう構成されている第1窪部152を含む。下部部材には第2窪部154も含む。第2窪部は、部材支持体130が第2窪部へ入らないよう構成されている。第2窪部には、部材支持体130の近傍に配置されるリッジ部を有し、それにより部材支持体130がリッジ部上に置かれるようしてもよい。或いは、図1で示したように、第2窪部のサイズを部材支持体130のサイズより小さくしてもよい。どちらの場合も、組立て時には、部材支持体130の第2窪部154への進入が防がれ、それにより部材支持体130の下に空洞部が設けられる。第2窪部154を使用して、部材支持体130を通過する流体を、システムから排出する前に、収集してもよい。 Referring to FIG. 1, the lower member 150 includes a first recess 152 configured to receive the member support 130. The lower member also includes a second recess 154. The second recess is configured such that the member support 130 does not enter the second recess. The second recess may have a ridge portion disposed in the vicinity of the member support 130 so that the member support 130 is placed on the ridge portion. Alternatively, as shown in FIG. 1, the size of the second recess may be smaller than the size of the member support 130. In either case, at the time of assembly, the member support 130 is prevented from entering the second recess 154, thereby providing a cavity under the member support 130. The second recess 154 may be used to collect fluid passing through the member support 130 prior to draining from the system.
部材支持体130を使用中に膜110を支持するよう構成する。部材支持体130を多孔質材から形成して、流体が部材支持体を通過できるようしてもよい。部材支持体130の孔のサイズは、流体が膜110を通過できる速度以上の速度で流体が部材支持体130を通過できるサイズとすべきである。1つの実施例では、部材支持体130の孔は膜110における孔より大きいが、その孔は大き過ぎてはならない。部材支持体130の1機能として、膜110を支持する機能が挙げられる。そのため、部材支持体130の孔は、使用中に膜110が撓わないよう十分に小さくするのが望ましい。部材支持体130を、高分子材料、金属、及びガラスなど、これに限定されないが、様々な材料から形成してもよい。1つの実施例では、高分子材料(例えば、セルコン・アクリル(celcon acrylic))を、部材支持体130用材料としてもよい。さらに、部材支持体130は、使用中に膜を平面的に維持するのに役立つ。膜を平面的に維持することで、単一の焦点面上で検体の捕捉及び検出が可能になり、検体の検出を簡素化できる。 The member support 130 is configured to support the membrane 110 during use. The member support 130 may be formed from a porous material so that fluid can pass through the member support. The size of the holes in the member support 130 should be sized so that the fluid can pass through the member support 130 at a rate that is greater than or equal to the rate at which the fluid can pass through the membrane 110. In one embodiment, the hole in member support 130 is larger than the hole in membrane 110, but the hole should not be too large. One function of the member support 130 is a function of supporting the film 110. Therefore, it is desirable that the hole of the member support 130 is sufficiently small so that the membrane 110 does not bend during use. The member support 130 may be formed from various materials such as, but not limited to, polymeric materials, metals, and glass. In one embodiment, a polymeric material (eg, celcon acrylic) may be used as the material for the member support 130. In addition, the member support 130 helps to keep the membrane planar during use. By maintaining the film in a plane, the specimen can be captured and detected on a single focal plane, and the specimen detection can be simplified.
前述したように、膜ベースのフローセンサ100を組立てる場合、膜110を部材支持体130上に置いてもよい。実施例によっては、ガスケット120を膜110の頂部に配置してもよい。 ガスケットを、部材130及び部材140と膜110の間で流体漏れ防止シールとして使用してもよい。ガスケットは使用中システムからの流体漏れを防ぐかも知れない。 As described above, when the membrane-based flow sensor 100 is assembled, the membrane 110 may be placed on the member support 130. In some embodiments, the gasket 120 may be placed on top of the membrane 110. A gasket may be used as a fluid leak proof seal between the member 130 and member 140 and the membrane 110. The gasket may prevent fluid leakage from the system during use.
上部部材140には、流体入口部160を備えてもよい。分析の対象となる流体を流体入口部160経由で装置100に導入する。流体入口部160は上部部材140の一部分を貫通してもよい。実施例によっては、経路162を上部部材140内に形成して、管164を経路162に挿入するようにしてもよい。経路162を上部部材の中心部付近で戻して、膜110の上部表面に流体を供給してもよい。 The upper member 140 may include a fluid inlet portion 160. A fluid to be analyzed is introduced into the apparatus 100 via the fluid inlet 160. The fluid inlet 160 may pass through a portion of the upper member 140. In some embodiments, the path 162 may be formed in the upper member 140 and the tube 164 may be inserted into the path 162. The path 162 may be returned near the center of the upper member to supply fluid to the upper surface of the membrane 110.
下部部材150には、流体出口部170を備えてもよい。流体入口部160経由で装置100に導入した流体は、上部部材140を通過し、膜110を通過する。流体はその後窪部154で収集される。流体出口部170を下部部材150の一部に貫通させてもよい。実施例によっては、経路172を下部部材150に形成して、管174を経路172に挿入してもよい。経路172を、使用中に空洞部154内に収集された流体を受容するよう配置してもよい。 The lower member 150 may be provided with a fluid outlet 170. The fluid introduced into the device 100 via the fluid inlet 160 passes through the upper member 140 and passes through the membrane 110. The fluid is then collected in the recess 154. The fluid outlet 170 may be penetrated through a part of the lower member 150. In some embodiments, the path 172 may be formed in the lower member 150 and the tube 174 inserted into the path 172. Path 172 may be arranged to receive fluid collected in cavity 154 during use.
状況に応じて、洗浄流体出口180を上部部材140に形成してもよい。洗浄流体出口180を、洗浄操作中に膜110を通過又は横切る流体を受けるよう構成する。洗浄流体出口180を上部部材140の一部に貫通させてもよい。実施例によっては、経路182を上部部材140に形成して、管184を経路182に挿入するようにしてもよい。経路182を、使用中に膜110を洗浄するのに使用した流体を受けるよう配置してもよい。 Depending on the situation, a cleaning fluid outlet 180 may be formed in the upper member 140. The cleaning fluid outlet 180 is configured to receive fluid that passes or traverses the membrane 110 during a cleaning operation. The cleaning fluid outlet 180 may penetrate a part of the upper member 140. In some embodiments, the path 182 may be formed in the upper member 140 and the tube 184 may be inserted into the path 182. Path 182 may be arranged to receive the fluid used to clean membrane 110 during use.
膜110は流体の流れから対象検体を濾過できる材料から選択される。例えば、リンパ球が対象検体であるとすると、フィルタは流体の流れからリンパ球を除去できるものが望ましい。適切な膜には、対象検体のサイズよりかなり小さな複数の孔を備えてもよい。 The membrane 110 is selected from materials that can filter the analyte of interest from the fluid flow. For example, assuming that lymphocytes are the target specimen, it is desirable that the filter can remove lymphocytes from the fluid flow. A suitable membrane may include a plurality of pores that are significantly smaller than the size of the analyte of interest.
膜を従来技術で既知である様々な材料から形成してもよい。1つの実施例では、膜110はトラックエッチングを施したニュクリポア(商標名:Nuclepore(TM))ポリカーボネート多孔質膜でもよい。ニュクリポア膜はワットマン社(Whatman plc.)から発売されている。膜110の厚さは約5〜10ミクロンである。膜110には複数の孔を有する。孔径は約0.2μm〜約12μmの範囲である。多孔質膜フィルタを、プラスチック製のスクリーン・ディスク(商標名:Celcon(R))で支持できる。 The membrane may be formed from a variety of materials known in the prior art. In one embodiment, the membrane 110 may be a track-etched Nuclepore (trade name: Nuclepore ™) polycarbonate porous membrane. Nukulipore membrane is commercially available from Whatman plc. The thickness of membrane 110 is about 5-10 microns. The membrane 110 has a plurality of holes. The pore size ranges from about 0.2 μm to about 12 μm. The porous membrane filter can be supported by a plastic screen disk (trade name: Celcon®).
対象検体が白血球(例えば、CD4リンパ球)の場合、使い捨ての膜フィルタが捕捉に関しては望ましい。例えば、3μmの孔を有するポリカーボネート製のトラックエッチング膜をフローセルの空洞部内に固定し、表面積約80mm2、内部容量約20μLを有するリンパ球補足手段を作成する。かかる条件下では、変形赤血球(リンパ球と同様の径を有するが、典型的には数量が1000倍超)は、適切な流体の流れのもとでは孔を容易に通過する一方、白血球は捕捉され単一の撮像焦点面に堆積する。赤血球の分離により自己蛍光が減少し、追加のサンプル処理を実施せずに、直接全血から採取した白血球の撮像を調節できる。 If the target analyte is white blood cells (eg, CD4 lymphocytes), a disposable membrane filter is desirable for capture. For example, a polycarbonate track etching film having 3 μm pores is fixed in the cavity of the flow cell, and a lymphocyte capturing means having a surface area of about 80 mm 2 and an internal volume of about 20 μL is prepared. Under such conditions, deformed red blood cells (which have a similar diameter as lymphocytes, but typically more than 1000 times in quantity) easily pass through the pores under appropriate fluid flow, while leukocytes are trapped. And deposited on a single imaging focal plane. Separation of red blood cells reduces autofluorescence and allows imaging of white blood cells taken directly from whole blood without additional sample processing.
図2はハウジング200に配設した膜ベースのフローセンサの実施例を示す。上部部材140、ガスケット120、膜110、部材支持体130、及び下部部材150をハウジング200内部に組付けて設置してもよい。ハウジング200に膜ベースの流体センサを包含してもよい。キャップ210を使いハウジング200内に膜ベースの流体センサを保持してもよい。キャップ210には窓を備えて膜110を観察できるようにしてもよい。流体入口部160、流体出口部170、及び洗浄流体出口180を、ハウジング200内に位置させると、ハウジング200から伸長して膜ベースの流体センサ100へ容易に接近できるようになる。 FIG. 2 shows an embodiment of a membrane-based flow sensor disposed in the housing 200. The upper member 140, the gasket 120, the membrane 110, the member support 130, and the lower member 150 may be installed in the housing 200. The housing 200 may include a membrane based fluid sensor. A cap 210 may be used to hold the membrane based fluid sensor in the housing 200. The cap 210 may be provided with a window so that the film 110 can be observed. Positioning the fluid inlet portion 160, the fluid outlet portion 170, and the cleaning fluid outlet 180 within the housing 200 allows the membrane-based fluid sensor 100 to be easily accessed by extending from the housing 200.
図3は膜ベースの分析システムの全体概略図を示す。分析システムには、複数のポンプ(p1、p2、p3、p4)を備える。ポンプは、使用中にサンプル(p1)、視覚化試薬(p2及びp3)、及び膜洗浄流体(p4)を膜ベース流体センサ100に供給するよう構成されている。試薬、洗浄流体、及び可視化剤をプレフィルタ(f1、f2、f3、f4)に通した後、流体を膜ベース流体センサ100に送る。プレフィルタを、膜110を詰まらせる可能性のある大きな粒子状物質を排除するために使用する。各プレフィルタの性質及びサイズについては、大きな塵粒又は詰まりを防ぐ間に堆積する粒子状物質を効率的に捕捉するよう最適化してもよい。プレフィルタf1は、サンプルを濾過後、サンプルが膜ベース流体センサ100に到達するよう構成されている。プレフィルタf1は、対象検体と無関係の一部の粒子の流入を阻止しながら、対象検体を通過させるよう構成されている。例えば、プレフィルタf1の孔より小さなサイズの胞子はプレフィルタを通過し膜ベース流体センサ100で捕捉される。流体はプレフィルタf1−f4を通過後、マニホルドを通過する。実施例によっては、膜ベース流体センサ100には単独の流入線を備える。マニホルドで、異なる複数の流体線をこの単独の膜ベース流体センサ100の流入線に連結する。 FIG. 3 shows an overall schematic view of a membrane-based analysis system. The analysis system includes a plurality of pumps (p1, p2, p3, p4). The pump is configured to supply sample (p1), visualization reagents (p2 and p3), and membrane cleaning fluid (p4) to the membrane-based fluid sensor 100 during use. After passing the reagents, cleaning fluid, and visualization agent through the pre-filters (f1, f2, f3, f4), the fluid is sent to the membrane-based fluid sensor 100. The prefilter is used to eliminate large particulate matter that can clog the membrane 110. The nature and size of each prefilter may be optimized to efficiently capture particulate matter that accumulates while preventing large dust particles or clogging. The pre-filter f1 is configured so that the sample reaches the membrane-based fluid sensor 100 after filtering the sample. The prefilter f1 is configured to pass the target specimen while preventing the inflow of some particles unrelated to the target specimen. For example, spores having a size smaller than the pores of the prefilter f1 pass through the prefilter and are captured by the membrane-based fluid sensor 100. The fluid passes through the manifold after passing through the prefilters f1-f4. In some embodiments, the membrane-based fluid sensor 100 includes a single inflow line. At the manifold, different fluid lines are connected to the inflow line of this single membrane-based fluid sensor 100.
流体を、マニホルド通過後、膜ベース流体センサ100の流体入口部に導入する。適時、検出器250を使い、膜ベース流体センサ100が検体を捕捉しているか否かを判定する。 図5に示すように、検出器を、膜ベース流体センサ100の一部分を覆うように設置し、それにより検出器で膜の画像を取込むようにしてもよい。例えば、検出器を、膜ベース流体センサ100内の窓を通して膜の画像を撮影できるように設置してもよい。検出器250を使用して、膜110上に捕捉された粒子状物質の画像を取得してもよい。画像の取得には、画像の”デジタルマップ”の生成を含んでもよい。ある実施例では、検出器250には高感度のセンサーアレイ(例えば、CCD又はCMOS)を備えてもよい。このセンサーアレイを、フィルタ、光源、流体供給部と連結させ、機能的なセンサーアレイとしてもよい。1つの実施例では、データ取得及び処理を既存のCCD又はCMOS技術を使用して実施してもよい。実施例によっては、光を3色の構成要素である、赤、緑、青に分解する。光学的変化の評価を目視検査(例えば、顕微鏡で)で、又はマイクロプロセッサ(”CPU”)を使用して完遂してもよい。蛍光測定に関しては、フィルタを検出器250と膜110の間に設置して励起波長を除去してもよい。図3で示したように、マイクロプロセッサを使用してポンプ及びバルブを制御してもよい。また、マイクロプロセッサを使用して、例えば、LED又は他の光源、CMOS又はCCD撮像コンポーネント及び撮像処理ソフトウェアを制御してもよい。 The fluid is introduced into the fluid inlet of the membrane-based fluid sensor 100 after passing through the manifold. When appropriate, the detector 250 is used to determine whether the membrane based fluid sensor 100 is capturing an analyte. As shown in FIG. 5, a detector may be placed over a portion of the membrane-based fluid sensor 100 so that the detector captures an image of the membrane. For example, the detector may be installed so that an image of the membrane can be taken through a window in the membrane-based fluid sensor 100. Detector 250 may be used to acquire an image of particulate matter captured on membrane 110. Acquiring an image may include generating a “digital map” of the image. In some embodiments, detector 250 may include a sensitive sensor array (eg, CCD or CMOS). This sensor array may be connected to a filter, a light source, and a fluid supply unit to form a functional sensor array. In one embodiment, data acquisition and processing may be performed using existing CCD or CMOS technology. In some embodiments, light is decomposed into three color components, red, green, and blue. Evaluation of optical changes may be accomplished by visual inspection (eg, with a microscope) or using a microprocessor (“CPU”). For fluorescence measurements, a filter may be placed between detector 250 and membrane 110 to remove the excitation wavelength. As shown in FIG. 3, a microprocessor may be used to control the pumps and valves. A microprocessor may also be used to control, for example, LEDs or other light sources, CMOS or CCD imaging components and imaging processing software.
検体検出システムを、バルブの開閉に基づいて異なるモードで動作させてもよい。”流入”モードのシステム構成が図3に示されている。このモードでは、流体をマニホルドから膜ベース流体センサ100へと移動させ、検体の捕捉又は現像剤の添加を可能にする。分析用の流体を流体入口部160経由で膜ベース流体センサ100に導入してもよい。”流入”モードの動作中、バルブv1は閉位置にあり、洗浄流体出口180を通る流体の流れを抑制する。そのため、流体は、強制的に膜ベース流体センサ100を通過させられ、流体出口部170経由でセンサの外に出されるかも知れない。バルブv2は開位置にあり、流体が物容器に流れるようにしている。バルブv3は閉位置にあり、流体が洗浄流体供給線へ流れるのを抑制している。 The analyte detection system may be operated in different modes based on opening and closing of the valve. The system configuration for the “inflow” mode is shown in FIG. In this mode, fluid is moved from the manifold to the membrane-based fluid sensor 100 to allow analyte capture or developer addition. Analysis fluid may be introduced into the membrane-based fluid sensor 100 via the fluid inlet 160. During operation in the “inflow” mode, valve v 1 is in the closed position and restricts fluid flow through the cleaning fluid outlet 180. As such, fluid may be forced through the membrane based fluid sensor 100 and out of the sensor via the fluid outlet 170. Valve v 2 is in the open position, fluid is allowed to flow in the object container. Valve v 3 is in a closed position, thereby suppressing the flow of fluid to the cleaning fluid supply line.
検体検出システムを、図4に示すように、”横方向膜洗浄”モードで動作させてもよい。このモードでは、流体を膜の収集面上に流して膜を洗浄する。これにより、次の検査に膜を再利用できる。膜洗浄用の流体を流体入口部160経由でセンサ100に導入してもよい。”横方向膜洗浄”動作中、出口バルブv2及びv3は閉位置にあり流体出口部170を通る流体の流れを抑制する。また出口バルブv2及びv3を閉じることにより、センサ100の膜を通る流体の流れを抑制する。そのため、センサ100に流入する流体は、強制的に洗浄流体出口180を経由してセンサ100の外に出される。バルブv2は開位置にあり、流体が洗浄流体出口180を経由して排液溜めに流入するようになっている。流体が膜を経由して流れないよう抑制されているので、膜で収集した検体及び他の粒子が膜から洗浄され、膜がさらに使用可能になる。 The specimen detection system may be operated in a “lateral membrane cleaning” mode, as shown in FIG. In this mode, fluid is flowed over the membrane collection surface to clean the membrane. This allows the membrane to be reused for the next inspection. A membrane cleaning fluid may be introduced into the sensor 100 via the fluid inlet 160. During the “lateral membrane cleaning” operation, the outlet valves v 2 and v 3 are in the closed position to inhibit fluid flow through the fluid outlet 170. Also, closing the outlet valves v 2 and v 3 suppresses the flow of fluid through the membrane of the sensor 100. Therefore, the fluid flowing into the sensor 100 is forced out of the sensor 100 via the cleaning fluid outlet 180. The valve v2 is in the open position so that fluid flows into the drainage reservoir via the cleaning fluid outlet 180. Since the fluid is restrained from flowing through the membrane, analytes and other particles collected on the membrane are washed from the membrane, making the membrane more usable.
検体検出システムを、図5に示すように、”逆洗浄”モードで動作させてもよい。逆洗浄動作中、流体出口部170を使用して流体を検体検出システムに導入し、一方で洗浄流体出口180を使用して流体を装置外に出せるようにする。このセルを経由する流体の”逆”の流れにより、膜が掃除される。ある実施例では、バルブは図5に示すように流体出口部170経由で導入される洗浄流体を伴って構成してもよい。具体的には、バルブv1及びv3を開き、バルブv3を閉じる。 The sample detection system may be operated in a “backwash” mode, as shown in FIG. During the backwash operation, fluid outlet 170 is used to introduce fluid into the analyte detection system, while wash fluid outlet 180 is used to allow fluid out of the apparatus. The “reverse” flow of fluid through the cell cleans the membrane. In some embodiments, the valve may be configured with a cleaning fluid introduced via a fluid outlet 170 as shown in FIG. Specifically, the valves v1 and v3 are opened and the valve v3 is closed.
横方向膜洗浄又は逆流処理のどちらかを使用して、膜から検体及び他の粒子を除去してもよい。膜表面の両清掃方法を、超音波又は機械的撹拌を使い強化してもよい。使用中、流体サンプル中の検体は膜の穴より大きいため、膜にトラップされる。使用後、検体が膜全体に渡って不規則に分布する傾向がある。膜上で孔間に位置する検体については、逆洗浄流体の力がその検体に当たらない可能性があるため、膜の孔上又は付近に位置する検体より除去が困難である。逆洗浄及び横方向洗浄の動作中、トラップされた検体の除去の強化に機械的撹拌である超音波を使用してもよい。両洗浄方法では検体を膜表面上で移動させるので、検体が孔の1つを通過する洗浄流体柱に当たる機会が増える。 Either lateral membrane cleaning or back-flow treatment may be used to remove analyte and other particles from the membrane. Both methods of cleaning the membrane surface may be enhanced using ultrasound or mechanical agitation. In use, the analyte in the fluid sample is trapped in the membrane because it is larger than the hole in the membrane. After use, the analyte tends to be randomly distributed throughout the membrane. The specimen located between the holes on the membrane is more difficult to remove than the specimen located on or near the pores of the membrane because the force of the backwash fluid may not strike the specimen. During backwashing and lateral washing operations, ultrasound, which is mechanical agitation, may be used to enhance removal of trapped analytes. Both cleaning methods move the specimen over the membrane surface, increasing the chance that the specimen will hit the cleaning fluid column passing through one of the holes.
検体検出システムを使用して流体システムにおける検体の存在を判定してもよい。流体サンプルにおける検体判定プロセスの1実施例を図6のフローチャートで示す。 An analyte detection system may be used to determine the presence of an analyte in the fluid system. An example of an analyte determination process for a fluid sample is shown in the flowchart of FIG.
サンプルを分析する前に、バックグランドサンプルを収集及び分析してもよい。固形検体を通常、収集し液状流体で保存する。サンプル作製に使用する液状流体を分析して、流体内に検体が存在するかを判定してもよい。1つの実施例では、固形検体の収集に使用する液状流体のサンプルを検体検出装置に導入して、流体により発生するバックグランド”ノイズ”を判定する。バックグランド収集中、膜で収集した粒子を観察し、液状流体中の粒子状物質のレベルを判定する。実施例によっては、収集段階で膜によって収集された粒子を可視化剤で処理し、液状流体中に検体が存在するかを判定してもよい。バックグランド検査で収集された情報を、収集したサンプルの分析時に使用して、誤った陽性表示を減少させてもよい。 Prior to analyzing the sample, a background sample may be collected and analyzed. Solid specimens are usually collected and stored in a liquid fluid. The liquid fluid used for sample preparation may be analyzed to determine whether an analyte is present in the fluid. In one embodiment, a sample of liquid fluid used to collect a solid specimen is introduced into the specimen detector to determine background “noise” generated by the fluid. During background collection, the particles collected on the membrane are observed to determine the level of particulate matter in the liquid fluid. In some embodiments, the particles collected by the membrane during the collection stage may be treated with a visualization agent to determine whether an analyte is present in the liquid fluid. Information collected in background tests may be used when analyzing collected samples to reduce false positives.
ここで説明するように、バックグランドサンプル収集後、逆流洗浄又は横方向洗浄のどちらかを利用して膜を清掃してもよい。膜の清掃後、このシステムを使用して固体検体に関するサンプルを分析してもよい。 As described herein, after the background sample is collected, the membrane may be cleaned using either backwashing or lateral cleaning. After cleaning the membrane, the system may be used to analyze samples for solid analytes.
収集したサンプルが多孔質膜を通過するとき、多孔質膜はその孔のサイズより大きなサイズのあらゆる検体をトラップする。所定の時間、又は収集したサンプルの全てが膜を通過するまで、粒子の収集を継続してもよい。 As the collected sample passes through the porous membrane, the porous membrane traps any analyte having a size larger than the size of its pores. Particle collection may continue for a predetermined time or until all of the collected sample has passed through the membrane.
収集後、膜で収集された検体を検出器で分析してもよい。実施例によっては、検出器は膜の画像を取り込むカメラでもよい。例えば、検出器はCCD又はCMOSカメラでもよい。膜で捕捉された粒子の分析を、粒子のサイズ及び/又は形状を分析することで行なってもよい。膜で捕捉された粒子のサイズ及び/又は形状を既知の粒子のサイズ及び/又は形状と比較することで、所定の検体の存在を指摘してもよい。また、検体は様々な可視化剤(例えば、着色色素及び蛍光色素)に反応する。膜で捕捉された検体を適切な検出器で分析する。該当する色及び/又は蛍光を有する粒子の存在により、検査目的の検体の存在を示しているかも知れない。 After collection, the specimen collected on the membrane may be analyzed with a detector. In some embodiments, the detector may be a camera that captures an image of the membrane. For example, the detector may be a CCD or CMOS camera. Analysis of the particles captured by the membrane may be performed by analyzing the size and / or shape of the particles. The presence of a given analyte may be pointed out by comparing the size and / or shape of the particles captured on the membrane with the known particle size and / or shape. The specimen also reacts with various visualization agents (eg, colored dyes and fluorescent dyes). Analyze the analyte captured on the membrane with an appropriate detector. The presence of particles having the relevant color and / or fluorescence may indicate the presence of the analyte for testing purposes.
1つの実施例では、全血中のCD3、CD4、CD8細胞を検出するのが望ましい。フローセルにかける前に、全血サンプルを適当な期間(例えば、8分間)フルオロフォアとコンジュゲートした抗CD3及び抗CD4抗体と培養することができる。事前に培養することで検出力を高めることができる。検査サンプルのフローセルへの供給は流体工学のコントローラ(例えば、蠕動ポンプ)を使用して調整可能である。 In one example, it is desirable to detect CD3, CD4, CD8 cells in whole blood. Prior to applying to the flow cell, the whole blood sample can be incubated with anti-CD3 and anti-CD4 antibodies conjugated with a fluorophore for an appropriate period of time (eg, 8 minutes). The detection power can be increased by culturing in advance. The supply of the test sample to the flow cell can be adjusted using a fluidics controller (eg, a peristaltic pump).
リンパ球捕捉膜の1領域からのデジタル画像を、2つの異なる吸収フィルタ、例えば、AleXa488とコンジュゲートした抗体用フィルタ(CD4陽性Tリンパ球を識別し、緑色の信号を発する)及びAleXa647とコンジュゲートした抗体用の別のフィルタ(CD3陽性Tリンパ球を識別し、赤色の信号を発する)を使い取得する。その後、この2つの画像を自動的にデジタル形式で合成して、対象のCD3陽性/CD4陽性Tリンパ球(即ち、黄色で表示されるCD4細胞)を、CD4陽性/CD3陰性単球(緑色で表示)、及びCD3陽性/CD4陰性Tリンパ球(赤色で表示)と識別する。 A digital image from one region of the lymphocyte capture membrane is conjugated with two different absorption filters, eg, an antibody filter conjugated with AleXa488 (identifies CD4 positive T lymphocytes and emits a green signal) and AleXa647 Acquired using a separate filter for identified antibodies (identifies CD3-positive T lymphocytes and emits a red signal). The two images are then automatically synthesized in a digital format to allow the subject CD3 positive / CD4 positive T lymphocytes (ie, CD4 cells displayed in yellow) to become CD4 positive / CD3 negative monocytes (green). Display) and CD3 positive / CD4 negative T lymphocytes (displayed in red).
粒子を分析することで、対象検体のサンプル中での存在を指摘できるかも知れない。この場合、粒子を膜から洗い流してシステム外に送出し、さらに検査してもよい。追加検査では、特定の検体の存在をより正確に判定できる、培養又はELISA技術などの技術を利用してもよい。或いは、粒子をセンサーアレイに送り、ここで説明するように、さらに検査してもよい。膜上に有効な量の検体がなければ、膜を洗浄して他のサンプルを分析してもよい。 Analyzing the particles may indicate the presence of the target analyte in the sample. In this case, the particles may be washed from the membrane and delivered out of the system for further inspection. Additional tests may utilize techniques such as culture or ELISA techniques that can more accurately determine the presence of a particular specimen. Alternatively, the particles may be sent to a sensor array for further inspection as described herein. If there is no effective amount of analyte on the membrane, the membrane may be washed and other samples analyzed.
ユーザ定義の閾値基準を設定して、1つ又は複数の特定の検体が膜上に存在する確率を示してもよい。この基準を、画像の様々な特徴の内の1つ又は複数に基づいて設定してもよい。実施例によっては、この基準を特定の検体に対して予め設定した画素又は色のフィンガープリント(指紋)に基づいて設定してもよい。使用可能な特徴としては、以下に限定されないが、画像上の物質の部分のサイズ、形状、色、物質が作る集合部分、物質の蛍光強度などが、挙げられる。 User-defined threshold criteria may be set to indicate the probability that one or more specific analytes are present on the membrane. This criterion may be set based on one or more of the various features of the image. In some embodiments, this reference may be set based on a pixel or color fingerprint (fingerprint) preset for a particular specimen. Features that can be used include, but are not limited to, the size, shape, and color of the portion of the material on the image, the aggregate that the material creates, the fluorescence intensity of the material, and the like.
膜システムには、コンピュータ・システム(図示せず)を備えてもよい。コンピュータ・システムには、検出器を使用して生成されたデジタルマップを処理できるソフトウェア・アプリケーションを1つ又は複数備えてもよい。例えば、コンピュータ・システムで使用可能なソフトウェア・アプリケーションを使用して検査画像と予め定義した光学的フィンガープリントと比較してもよい。或いは、コンピュータ・システム上で使用可能なソフトウェアを使用して、カウントが予め定義した閾値限界を超えているかを判定してもよい。 The membrane system may comprise a computer system (not shown). The computer system may include one or more software applications that can process the digital map generated using the detector. For example, an inspection image may be compared to a predefined optical fingerprint using a software application available on a computer system. Alternatively, software available on the computer system may be used to determine if the count exceeds a predefined threshold limit.
検出器を使用して、膜上で捕捉した検体及び他の粒子状物質の画像を取得してもよい。検出器で取得した画像を予め設定した基準に基づいて分析してもよい。結果が陽性であれば細菌の存在を示す可能性がある。検査基準は、画像の一部又は部分のサイズ、形状、アスペクト比、色など、これらに限定されないが、の画像の様々な特徴に基づいてもよい。検査基準を適用することで、対象検体をバックグランド粒子状物質と識別できるかも知れない。分析中、流体供給システムから連続してサンプルを流してもよい。 Detectors may be used to acquire images of analytes and other particulate matter captured on the membrane. You may analyze the image acquired with the detector based on the preset reference | standard. A positive result may indicate the presence of bacteria. The inspection criteria may be based on various features of the image, such as, but not limited to, the size, shape, aspect ratio, color, etc. of a portion or portion of the image. By applying the test standard, the target specimen may be distinguished from the background particulate matter. During the analysis, the sample may flow continuously from the fluid supply system.
実施例によっては、陽性の結果から流体が特定の検体を含むと推定できるかも知れない。画像が検査基準に関して陽性の結果を示した場合、流体のサンプルを確認検査又は特定の検査にかけてもよい。一方、画像が検査基準に関して陰性の結果を示した場合、膜を濯ぎ、前述の方法を別サンプルからの流体に対して実施してもよい。 In some embodiments, it may be deduced from positive results that the fluid contains a particular analyte. If the image shows a positive result for the test criteria, the fluid sample may be subjected to a verification test or a specific test. On the other hand, if the image shows a negative result with respect to the test criteria, the membrane may be rinsed and the method described above may be performed on fluid from another sample.
検体検査中、サンプルを検体検出装置に導入してもよい。トリガパラメータを測定して、可視化剤を検体検出装置に導入する時期を判定してもよい。トリガパラメータの測定は継続的に行なっても、又はユーザが開始してもよい。或いは、サンプルを導入した後すぐに、染色液を検体検出装置に導入してもよい。 During the specimen test, the sample may be introduced into the specimen detection apparatus. The trigger parameter may be measured to determine when to introduce the visualization agent into the specimen detection device. The trigger parameter measurement may be performed continuously or may be initiated by the user. Alternatively, the staining solution may be introduced into the specimen detection apparatus immediately after the sample is introduced.
1つの実施例では、トリガパラメータを、流体を検体検出装置に制御された流量で導入を開始してから経過した時間としてもよい。例えば、染色液を、流体サンプルを毎分1mlの流量で検体検出装置に導入開始後、20秒で導入してもよい。別の実施例では、トリガパラメータを、膜全体の圧力低下としてもよい。膜全体の圧力低下を、膜の両側に圧力トランスデューサを使い判定してもよい。 In one embodiment, the trigger parameter may be the time that has elapsed since the introduction of fluid at the controlled flow rate into the analyte detection device. For example, the staining solution may be introduced 20 seconds after the fluid sample is introduced into the specimen detection apparatus at a flow rate of 1 ml per minute. In another embodiment, the trigger parameter may be a pressure drop across the membrane. The pressure drop across the membrane may be determined using pressure transducers on both sides of the membrane.
別の実施例では、トリガパラメータを、膜により捕捉した検体の自己蛍光としてもよい。検出器は、検体の自己蛍光からの信号が予め定義したレベルに達するまで、スイッチを入れた状態にしてもよい。さらに別の実施例では、フィルタリング・ソフトウェアを使用して、青又は赤のスペクトル域の色を含む画素を除いて、膜上の物質の自己蛍光データマップを作成してもよい。データマップを使用して、可視スペクトルの”純緑”部分だけの自己蛍光の粒子に関する値を計算してもよい。 In another example, the trigger parameter may be autofluorescence of an analyte captured by the membrane. The detector may be switched on until the signal from the analyte autofluorescence reaches a predefined level. In yet another embodiment, filtering software may be used to create an autofluorescence data map of the material on the membrane, excluding pixels that contain blue or red spectral band colors. A data map may be used to calculate values for autofluorescent particles in only the “pure green” portion of the visible spectrum.
実施例によっては、トリガパラメータが、染色液を添加することなく、一定の値を超えた場合には、陽性の結果を推定できるかも知れない。例えば、自己蛍光値が染色液を添加したことを示唆する値の2倍を超える場合には、陽性の結果を推定できるかも知れない。そのような場合には、染色液の添加なしで済ましてもよく、そして確認検査をサンプルに関して行なってもよい。 In some embodiments, a positive result may be estimated if the trigger parameter exceeds a certain value without adding staining solution. For example, a positive result may be estimated if the autofluorescence value exceeds twice the value suggesting that a staining solution has been added. In such cases, no staining solution may be added and a confirmation test may be performed on the sample.
トリガパラメータの値が、直接確認検査に進むことを示唆する値より低いが、染色液添加を行なうとして設定した値を超える場合には、検体検出装置へ染色液を導入してもよい。 If the value of the trigger parameter is lower than the value that suggests that the process proceeds directly to the confirmation test, but exceeds the value set for performing the addition of the staining solution, the staining solution may be introduced into the specimen detection apparatus.
流体のサンプル収集には、固体、液体、又は気体からのサンプル採集を含んでもよい。実施例によっては、サンプルを、エアロゾル形状で対象環境から採取した空気から抽出して、その後、エアロゾルをヒドロゾルに変化させてもよい。例えば、500Lの空気サンプルから粒子を収集し、約0.5mLの液体に沈殿させてもよい。米国特許第6,217,636、発明者マックファーランド(McFarland)、発明の名称「トランスピレイテド・ウォール・エアロゾル・コレクション・システム・アンド・メソッド(TRANSPIRATED WALL AEROSOL COLLECTION SYSTEM AND METHOD)」は、完全にここに示すかのごとく引用によりここに組み込まれているが、孔壁を使用して気体流から粒子状物質を液体中に収集するシステムについて記載している。 Fluid sample collection may include sample collection from a solid, liquid, or gas. In some embodiments, the sample may be extracted from air taken from the subject environment in aerosol form, and the aerosol then converted to a hydrosol. For example, particles may be collected from a 500 L air sample and precipitated into about 0.5 mL of liquid. US Pat. No. 6,217,636, inventor McFarland, the title of the invention “TRANSPIRATED WALL AEROSOL COLLECTION SYSTEM AND METHOD” Although incorporated herein by reference as if fully set forth herein, it describes a system that uses pore walls to collect particulate matter from a gas stream in a liquid.
以下の実施例では、本発明についてより詳細に記載し、説明するが、本発明を限定するものではない。 The following examples describe and explain the invention in more detail, but do not limit the invention.
実施例
実施例1
CD4陽性T細胞の測定及び定量化のためのマイクロチップをベースとするアッセイ
フローセル分析チャンバの設計及び開発
シングル・シリコン又はプラスチック製マイクロチップ上の個別に指定可能なマイクロウェルから成るチップベースのセンサーアレイが開発されている。マイクロウェルは、プラスチック成形法で制作し、最適化し、そうして得られた構造に異方性エッチングを施して、小型の反応容器及び分析チャンバとして機能させるものであった。各マイクロウェルの容量は約30ナノリットル(nL);1マイクロリットル(μL)の流体で多数のアッセイを実施するのに十分なサンプルが得られる。マイクロウェルは、ピラミッド型の窪み形状をしており、開口部を有することで、分析チャンバを経由して流体を流すことを可能にすると共に、マイクロウェル底部で、又はマイクロウェル内に置かれたマイクロビーズ又は膜フィルタで発生する反応の光学的分析を可能にしている。現在のチップには、1つの極小サイズのチップ上にマイクロウェルを100個まで含む(図7及び8)。
Example Example 1
Microchip-based assay for measurement and quantification of CD4 positive T cells Design and development of flow cell analysis chamber Chip consisting of individually assignable microwells on a single silicon or plastic microchip Based sensor arrays have been developed. Microwells were made and optimized by plastic molding methods, and the resulting structure was anisotropically etched to function as a small reaction vessel and analysis chamber. Each microwell has a volume of about 30 nanoliters (nL); sufficient samples to perform multiple assays with 1 microliter (μL) of fluid. The microwell has a pyramidal depression shape and has an opening that allows fluid to flow through the analysis chamber and is placed at the bottom of the microwell or within the microwell. Enables optical analysis of reactions occurring in microbeads or membrane filters. Current chips contain up to 100 microwells on one very small chip (FIGS. 7 and 8).
マイクロチップは微小流体フローセル内に固定されている。フローセルの修正版は、平坦なプラットフォームを備えるスリーピース型のステンレス鋼製ケーシングに内包され、永久的に円形の垂直支持部に取付けられ、該垂直支持部は入れ替わり交換可能な(ネジ式の)キャップに連結されている(図9)。金属製のケーシング内には、円形のポリメタクリル酸メチル(PMMA)製の上及び下挿入部を備えている。これらの挿入部により、流体が、一体化したステンレス鋼製の管(マイクログループ社(Microgroup Inc.)、メドウェー、マサチューセッツ州)を通り、流体供給システム経由して流体のフローセルへ導入(左上の入口)及び排出(右上及び下の出口)される(図9)。 排出管を備える他に、PMMA製下挿入部には、リンパ球捕捉膜(例として、3.0m微小孔フィルタ(製品名:ニュクリポア(Nuclepore(R))、ワットマン社(Whatman plc.)、クリフトン、ニュージャージー州)の支持体としての機能するプラスチック製のスクリーン・ディスクも備えている。膜と上挿入部間のガスケットにより漏れを防ぎ、確実にサンプル全てをフローセルに供給して膜で濾過できるようになっている。頂部出口は、横方向の流体流れと連絡して使用し、必要に応じて、気泡を除去する。 The microchip is fixed in a microfluidic flow cell. A modified version of the flow cell is encased in a three-piece stainless steel casing with a flat platform and is attached to a permanently circular vertical support, which is replaced by a replaceable (screw-type) cap. They are connected (FIG. 9). Inside the metal casing, there are upper and lower inserts made of circular polymethyl methacrylate (PMMA). These inserts allow fluid to pass through an integrated stainless steel tube (Microgroup Inc., Medway, Mass.) And into the fluid flow cell via the fluid supply system (upper left inlet) ) And drain (upper right and lower exit) (FIG. 9). In addition to providing a drain tube, a PMMA lower insertion section includes a lymphocyte capture membrane (for example, a 3.0 m microporous filter (product name: Nuclepore®), Whatman plc., Clifton. (New Jersey), a plastic screen disk that functions as a support, and a gasket between the membrane and top insert prevents leakage and ensures that all samples are fed into the flow cell and filtered through the membrane. The top outlet is used in communication with the lateral fluid flow to remove air bubbles as needed.
流体供給システム
初期の研究では、蠕動ポンプを使いサンプル及び洗浄緩衝液の両方をフローセルに供給していた。その後の設計では、部分的に自動化された流体供給システムが使用された。同バージョンでは、OEM製造された2つのプラスチック製ポンプを備えたプラットフォームを使用しており、各ポンプ(其々v1及びv2)は、0.031”シリコーン管を用い流量毎分0.046〜0.92mLでフローセルに供給可能なピンチバルブと連結している。統合ソフトで、ポンプとバルブの適切な組み合わせを用い、着色済み血液サンプルの供給及び洗浄サイクルを指示する。捕捉膜で濾過したサンプル及び洗浄流体は、赤血球を含んでおり、排液溜めに集められる。第3バルブ(v3)はフローセルの頂部出口の後に配置されp2と共に使用して、アッセイ中に形成された気泡を除去する。
Fluid supply system
Early studies used a peristaltic pump to supply both sample and wash buffer to the flow cell. Subsequent designs used partially automated fluid delivery systems. The version uses a platform with two OEM-made plastic pumps, each pump (v 1 and v 2 respectively) using 0.031 "silicone tubing and a flow rate of 0.046 per minute. Connected to a pinch valve that can supply the flow cell at ~ 0.92 mL.Integrated software uses appropriate combination of pump and valve to direct supply and wash cycle of colored blood sample.Filtered with capture membrane The sample and wash fluid contain red blood cells and are collected in the drainage reservoir A third valve (v 3 ) is placed after the top outlet of the flow cell and is used with p 2 to remove bubbles formed during the assay. Remove.
フローセルのマイクロ流体工学を最適に機能させ、リンパ球の保持及び赤血球の除去を行なうのに、その後の研究では、3.0ミクロンの捕捉膜が使用された。図10に示すように、これらの膜で保有するリンパ球を失うことなく赤血球を効果的に濾過した。 Subsequent studies used a 3.0 micron capture membrane to optimize the flow cell microfluidics to retain lymphocytes and remove red blood cells. As shown in FIG. 10, erythrocytes were effectively filtered without losing lymphocytes retained in these membranes.
光学ステーション及び画像取り込み及び分析
分析フローセルを、4X対物レンズ及び光源として高圧水銀ランプを備えるオリンパス社(Olympus Corporation)製BX2顕微鏡のステージ上に置いた。アッセイの全期間中、膜上の一定面に焦点を維持した。AleXa647で染色された(赤色)リンパ球の可視化をCy5TMフィルタキューブ(620nm励起、660ロングパス・ビームスプリッタ・ダイクロイックミラー、700nm蛍光、オリンパス社製)を使用して行ない、一方AleXa488で染色された(緑色)リンパ球の可視化をフルオチオシアネート(FITC)フィルタキューブ(480nm励起、505ロングパス・ビームスプリッタ・ダイクロイックミラー、535±25nm蛍光、オリンパス社製)を使用して行なった。電動ステージにより膜の異なる領域で多数の画像を撮影した。
Optical station and image capture and analysis
The analytical flow cell was placed on the stage of an Olympus Corporation BX2 microscope equipped with a 4X objective and a high pressure mercury lamp as the light source. Focus was maintained on a constant surface on the membrane during the entire assay. Visualization of (red) lymphocytes stained with AleXa647 was performed using a Cy5 TM filter cube (620 nm excitation, 660 longpass beam splitter dichroic mirror, 700 nm fluorescence, Olympus), while stained with AleXa488 ( Green) Lymphocytes were visualized using a fluorothiocyanate (FITC) filter cube (excitation at 480 nm, 505 longpass beam splitter dichroic mirror, 535 ± 25 nm fluorescence, Olympus). A large number of images were taken in different areas of the membrane with an electric stage.
各研究対象に関して、フローセルのリンパ球捕捉膜の全部で5つの非重複領域を、顕微鏡に搭載した12ビット・デジタルビデオカメラ(DVC)1312C(DVC社(DVC Company)、オースチン、テキサス州)電荷結合素子(CCD)で撮像した。各領域を2度撮像し、内AleXa488による蛍光検出用Cy5TMフィルタキューブを1度、AleXa647による蛍光検出用FITCフィルタキューブを1度使用した。用量反応実験を除き、分析に先立ち、これら2つの画像を合成して単独のデジタル画像を作成した。 For each study object, a total of five non-overlapping regions of the lymphocyte capture membrane of the flow cell were mounted on a microscope 12-bit digital video camera (DVC) 1312C (DVC Company, Austin, TX) charge binding Images were taken with a device (CCD). Each region was imaged twice, using the Cy5 TM filter cube for fluorescence detection by AleXa488 once and the FITC filter cube for fluorescence detection by AleXa647 once. Except for dose-response experiments, these two images were combined to create a single digital image prior to analysis.
画像を、市販の画像処理ソフトウェアパッケージ(Image−Pro Plus、メディアサイバネティクス社(Media Cybernetics,Inc.))で開発したカスタムアルゴリズムを使い分析した。このアルゴリズムでは、赤、緑、青色の強度に関する閾値を設定し、バックグランド蛍光に対するリンパ球の最適な定義付け;リンパ球を外形(サイズ及び形状)によっても特徴付した。バックグランドの補正を行い、自己蛍光を除去し、陽性と推定される細胞として識別されたオブジェクトを標準的な画像処理プロトコルにより強調して鋭い縁部をぼかした。このようにして識別した細胞を、その後自動化した方法でカウントし、その結果を表計算ソフト(エクセル、マイクロソフト社(Microsoft Corporation)、レッドモンド、ワシントン州)で、CD4+CD3−、CD4+CD3+、CD8+CD3−、CD8+CD3+、及びCD4+CD8+細胞など、使用した抗体の組み合わせごとに、その数として記録した。 Images were analyzed using a custom algorithm developed with a commercially available image processing software package (Image-Pro Plus, Media Cybernetics, Inc.). In this algorithm, thresholds were set for red, green and blue intensities, and lymphocytes were optimally defined for background fluorescence; lymphocytes were also characterized by their outline (size and shape). Background correction was performed to remove autofluorescence, and objects identified as presumed positive cells were enhanced by standard image processing protocols to blur sharp edges. The cells thus identified were then counted in an automated manner and the results were calculated using spreadsheet software (Excel, Microsoft Corporation, Redmond, WA) with CD4 + CD3-, CD4 + CD3 +, CD8 + CD3-, CD8 + CD3 + For each antibody combination used, such as CD4 + CD8 + cells, the number was recorded.
CD4陽性リンパ球検出
上述したように、3.0μmの多孔質フィルタを有するマイクロチップシステムを最適なリンパ球捕捉に適応させて、マイクロチップCD4陽性カウントに関する基準を設定した。これらの研究は、健康な被験者から採取された末梢血単核細胞(PBMC)を使い実施された。これらの実験用に、軟膜(全血中のリンパ球画分)を採取し、PBMCをフィコール密度勾配遠心法により分離した。Tリンパ球サブセットを、免疫磁気分離装置(ミルテーニバイオテク社(Miltenyi Biotec Inc.)、オーバーン、カリフォルニア州)赤血球ロゼット形成(ステムセルテクノロジ社(Stem Cell Technologies Inc.))によりPBMCから>98%純度で採取した。サブセットを、保存濃度106細胞/mLでRPMI液中に再懸濁し、作製後24時間以内に使用した。また、細胞を10%ジメチルスルホキシド(DMSO)のRPMI液中で凍結保存し、使用直前に解凍した。全ての場合、細胞をカウントし、使用直前に生死を評価した。
CD4 positive lymphocyte detection
As described above, a microchip system with a 3.0 μm porous filter was adapted for optimal lymphocyte capture to set a standard for microchip CD4 positive counts. These studies were performed using peripheral blood mononuclear cells (PBMC) collected from healthy subjects. For these experiments, buffy coat (lymphocyte fraction in whole blood) was collected and PBMCs were separated by Ficoll density gradient centrifugation. T lymphocyte subsets were> 98% pure from PBMC by an immunomagnetic separator (Miltenyi Biotec Inc., Auburn, Calif.) Erythrocyte Rosette Formation (Stem Cell Technologies Inc.) Collected at The subset was resuspended in RPMI solution at a stock concentration of 106 cells / mL and used within 24 hours after production. The cells were stored frozen in RPMI solution of 10% dimethyl sulfoxide (DMSO) and thawed immediately before use. In all cases, cells were counted and assessed for viability immediately prior to use.
精製したCD4細胞を、AleXa488とコンジュゲートした抗CD4抗体で(モレキュラー・プローブ社(Molecular Probes Inc.)、ユージーン、オレゴン州)、室温で5分間標識化した後、毎分0.3mLの制御した速さで、フローチャンバに、様々な希釈(0〜200,000CD4陽性細胞/mLの範囲)で導入した。サンプルを手で、又はUnicornバージョン3.0ソフトウェア(アマーシャム(Amersham)社)で駆動する高速/圧力液体クロマトグラフィ(ファーマシア(Pharmacia)社)を使用して自動処理して、フローチャンバに注入した。 Purified CD4 cells were labeled with AleXa488 conjugated anti-CD4 antibody (Molecular Probes Inc., Eugene, Oreg.) For 5 minutes at room temperature and then controlled at 0.3 mL per minute. At a rapid rate, various dilutions (range 0-200,000 CD4 positive cells / mL) were introduced into the flow chamber. Samples were injected into the flow chamber by hand or automatically using high performance / pressure liquid chromatography (Pharmacia) driven by Unicorn version 3.0 software (Amersham).
サンプル導入後、チャンバを2〜5mLのリン酸緩衝生理食塩水(PBS)で洗浄後、毎分1.2molで導入した。この容量は10,000デッドボリュームであり、血小板及び赤血球などの血液の不要な構成要素を除去し、バックグランド信号も大幅に減少させるものである。その後蛍光顕微鏡検査でチャンバを撮像した。図10Aは、CD4細胞数を0〜200,000細胞/mLまで(これは症状の進行したAIDS患者に見られる生理学的範囲に相当する)増加させて得た原画像を示している。図10Bは、サンプル中の細胞数とピクセル分析でデジタル画像から測定した時の光度との線形相関(R2=0.999)を示す。これにより、マイクロチャンバ及びデジタル画像分析システムを使い、蛍光マーカーで標識化したリンパ球の個体数を正確に測定及び検出できることが証明された。 After sample introduction, the chamber was washed with 2-5 mL of phosphate buffered saline (PBS) and then introduced at 1.2 mol per minute. This capacity is 10,000 dead volume, which removes unnecessary blood components such as platelets and red blood cells and greatly reduces the background signal. The chamber was then imaged by fluorescence microscopy. FIG. 10A shows an original image obtained by increasing the number of CD4 cells from 0 to 200,000 cells / mL (which corresponds to the physiological range seen in AIDS patients with advanced symptoms). FIG. 10B shows a linear correlation (R2 = 0.999) between the number of cells in the sample and the light intensity as measured from the digital image by pixel analysis. This proved that the number of lymphocytes labeled with a fluorescent marker can be accurately measured and detected using a microchamber and a digital image analysis system.
実施例2
全血からのCD4:CD8比及びCD4陽性割合の測定
実施例1で説明したマイクロチップに基づいて、CD4陽性及びCD8陽性細胞の検出、及びCD4:CD8比の判定を短時間で行なう全血アッセイ(赤血球溶解、緩衝液追加、又はサンプルの追加処理を行わない)が開発された。フローパラメータ及びサンプルの希釈を調整して、最適な流速である毎分0.8mL及び1:20の全血希釈を示した。
Example 2
Measurement of CD4: CD8 ratio and CD4 positive ratio from whole blood Whole blood assay for detecting CD4 positive and CD8 positive cells and determining CD4: CD8 ratio in a short time based on the microchip described in Example 1 (No erythrocyte lysis, buffer addition, or sample addition) was developed. Flow parameters and sample dilution were adjusted to show an optimal flow rate of 0.8 mL per minute and a 1:20 whole blood dilution.
マサチューセッツ総合病院及びボツワナ共和国ハバローネのボツワナ・ハーバード研究所において健康な被験者又はHIV感染被験者から静脈穿刺により採血を行なった。CD4:CD8比及びCD4陽性割合の測定に関して、33マイクロリットルの全血を3マイクロリットルの染色用のフルオロフォアとコンジュゲートしたCD3、CD4、CD8に対する抗体と混合した。最適な染色プロトコルを、試験管内反応及び結果をスライド上で観察することにより、本研究で使用した抗体其々に対して設定した。抗体を使用前に微小遠心管にかけ(室温で、3,000Xgで2分間)、上清反応物を染色に使用した。このプロセスにより、膜によって捕捉され、そのため撮像を妨害する可能性がある蛍光粒子状物質を確実に除去した。染色された血液サンプルをPBSで500μLまで懸濁し、直接フローセルに導入し、続いて2mLのPBSで洗浄した。その後、膜上で捕捉された標識化された細胞の画像を、先に述べたように、取得し分析した。サンプルのサブセットでは、フィルタに保持されなかった細胞を排液溜めに集め、カウントして、捕捉効率を判定した。いくつかの実験に関しては、画像を取得後、固定液(2%パラホルムアルデヒド/2.5%グルタルアルデヒド)をフローセルに導入し、次にPBSで濯いだ。フィルタをフローセルから取り除き、酸化オスミウム(OSO4)蒸気で90秒固定し、その後エタノール(EtOH)/ヘキアサメチルジシラザン(HMDS)で脱水し、走査電子顕微鏡(SEM)にかけた。 Blood was collected from healthy subjects or HIV-infected subjects by venipuncture at Massachusetts General Hospital and Botswana Harvard Institute in Habarone, Botswana. For measurement of the CD4: CD8 ratio and CD4 positive ratio, 33 microliters of whole blood was mixed with 3 microliters of antibodies against CD3, CD4, CD8 conjugated with a staining fluorophore. An optimal staining protocol was set for each antibody used in this study by observing in vitro reactions and results on slides. The antibody was applied to a microcentrifuge tube before use (room temperature, 3,000 × g for 2 minutes) and the supernatant reaction was used for staining. This process ensured removal of fluorescent particulate matter that could be captured by the membrane and thus interfere with imaging. Stained blood samples were suspended to 500 μL with PBS and introduced directly into the flow cell followed by washing with 2 mL PBS. Thereafter, images of labeled cells captured on the membrane were acquired and analyzed as described above. In a subset of samples, cells that were not retained on the filter were collected in a drain reservoir and counted to determine capture efficiency. For some experiments, after acquiring images, fixative (2% paraformaldehyde / 2.5% glutaraldehyde) was introduced into the flow cell and then rinsed with PBS. The filter was removed from the flow cell and fixed with osmium oxide (OSO 4) vapor for 90 seconds, then dehydrated with ethanol (EtOH) / Hexasamethyldisilazane (HMDS) and subjected to scanning electron microscopy (SEM).
採血から画像取得、分析、結果までの総合所要時間は15分を下回った。フルオロフォアに関する初期の研究では、光安定性及びpHがこのシステムにおいて蛍光信号の重要な決定要因であることが示唆された。そのため、様々なフルオロフォア抗体の組み合わせをパイロット・スタディで評価したが、全てのそれ以降の研究に関しては、AleXaクラス(種類)のフルオロフォアのみ使用した。CD抗原に対してAleXa488及びAleXa647とコンジュゲートした抗体のみ使用可能であったので、このシステムでは2色撮像に制限された。図11では、全血アッセイを使用してHIV感染被験者から収集した一連の代表的な原画像を示す。図11Aでは、AleXa488とコンジュゲートした抗体が、フローサイトメトリによって判定されたCD4数が961細胞/mLのHIV感染サブジェクトである、サブジェクトB38において、CD4陽性細胞を緑色に標識化している。第2発光フィルタを使用してマイクロチップの同じ領域に焦点を当てるため、全てのTリンパ球がAleXa647とコンジュゲートしたCD3に対する抗体で赤色に着色される(図11B)。自動的に画像を合成することで、このシステムは、黄色で表示される、対象のCD3陽性CD4陽性Tリンパ球を、CD4陽性CD3陰性単球(緑色)及びCD3陽性CD4陰性Tリンパ球(赤色)と識別できる(図11C)。不要な細胞を自動的にマスキングすることで、図11D示すように、カウント対象であるCD4陽性CD3陽性細胞のみを残すことができる。 The total time from blood collection to image acquisition, analysis and results was less than 15 minutes. Early work on fluorophores suggested that light stability and pH were important determinants of the fluorescence signal in this system. Therefore, various fluorophore antibody combinations were evaluated in a pilot study, but for all subsequent studies, only AleXa class (type) fluorophores were used. Since only antibodies conjugated to AleXa488 and AleXa647 against the CD antigen could be used, this system was limited to two-color imaging. FIG. 11 shows a series of representative original images collected from HIV infected subjects using a whole blood assay. In FIG. 11A, an antibody conjugated with AleXa488 labels CD4 positive cells in green in subject B38, an HIV-infected subject with a CD4 count of 961 cells / mL as determined by flow cytometry. To focus on the same area of the microchip using a second emission filter, all T lymphocytes are colored red with an antibody against CD3 conjugated with AleXa647 (FIG. 11B). By automatically synthesizing the image, the system converts the subject CD3-positive CD4-positive T lymphocytes, displayed in yellow, into CD4-positive CD3-negative monocytes (green) and CD3-positive CD4-negative T lymphocytes (red). ) (FIG. 11C). By masking unnecessary cells automatically, as shown in FIG. 11D, only CD4-positive CD3-positive cells to be counted can be left.
システムの画像処理ソフトウェア環境内で開発したカスタムアルゴリズムを使用して、各サブタイプのリンパ球の総数を原画像から自動的に算出してデータファイルに送信した。 Using a custom algorithm developed within the image processing software environment of the system, the total number of lymphocytes of each subtype was automatically calculated from the original image and sent to a data file.
このアルゴリズムでは、赤、緑、青色の強度に関する閾値を、バックグランド蛍光に対するリンパ球の最適定義のために設定した;リンパ球の外形(サイズ及び形状)による特徴付けも行なわれた。バックグランドの補正を行い、自己蛍光を除去し、陽性と推定される細胞として識別されたオブジェクトを標準的な画像処理プロトコルにより強化して鋭い縁部をぼかした。このようにして識別した細胞を、その後自動化した方法でカウントし、その結果を表計算ソフト(エクセル、マイクロソフト社(Microsoft Corporation)、レッドモンド、ワシントン州)で、CD4+CD3−、CD4+CD3+、CD8+CD3−、CD8+CD3+、及びCD4+CD8+細胞など、使用した抗体の組み合わせごとに、その数として記録した。 In this algorithm, thresholds for red, green and blue intensities were set for optimal definition of lymphocytes for background fluorescence; characterization by lymphocyte profile (size and shape) was also performed. Background correction was performed to remove autofluorescence, and objects identified as presumed positive cells were enhanced by standard image processing protocols to blur sharp edges. The cells thus identified were then counted in an automated manner and the results were calculated using spreadsheet software (Excel, Microsoft Corporation, Redmond, WA) with CD4 + CD3-, CD4 + CD3 +, CD8 + CD3-, CD8 + CD3 + For each antibody combination used, such as CD4 + CD8 + cells, the number was recorded.
各研究サブジェクトに関して、5つの非重複画像を取得し使用して、細胞数のカウント、サンプル細胞個体数量の増大、及び精度の向上を図った。 For each study subject, five non-overlapping images were acquired and used to count the number of cells, increase the sample cell population, and improve accuracy.
フローサイトメトリとの相関関係
図12に示すように、マイクロチップシステムから得られたTリンパ球総数(CD4陽性CD3陽性細胞数/CD3陽性細胞総数)に対するCD4細胞の割合及びCD4:CD8比(CD4細胞の百分率/CD8細胞の百分率)の結果を、フローサイトメトリにより並行して得た結果とを、各研究サブジェクトに関して、比較した。
Correlation with flow cytometry As shown in FIG. 12, the ratio of CD4 cells to the total number of T lymphocytes obtained from the microchip system (the number of CD4-positive CD3-positive cells / the total number of CD3-positive cells) and the CD4: CD8 ratio (CD4 The results (percentage of cells / percent of CD8 cells) were compared for each study subject with the results obtained in parallel by flow cytometry.
2方法間で、HIV感染で見られる、CD4細胞絶対数の範囲、CD4細胞の全Tリンパ球数に対する割合、及びCD4/CD8比全てに極めて一致した。CD4絶対数に関しては、Passing‐Bablok23法により方法を比較して、フローサイトメトリとの優れた相関関係が(図12A)、Bland-Altmanプロット24ではゼロバイアス及び95%と良好な一致限界が(図12B)が其々示された。計算されたピアソン相関関係はr=0.92であった。同様な結果が、CD4細胞の全CD3陽性Tリンパ球の百分率として報告されたCD4数(図12C‐D)とCD4/CD8比(図12E-F)の両方から得られた。一致限界はCD4細胞百分率及びCD4:CD8比の評価に関してが、CD4絶対数に関してより密集していた。これは多分、プロトタイプにおける予想されるサンプル供給容量の変動を反映したもので、絶対計数には影響するが比率には影響しない。それに加え、マイクロチップ・アッセイではなく、フローサイトメトリに関してサンプルによっては処理にかなり遅延があったため、マイクロチップの結果の中には実際にフローサイトメトリの結果より”真”の値に近いものもあるかも知れない。15サブジェクトのサブセットと200細胞/mLを下回るCD4絶対数との相関関係において、2方法間でほぼ一致が見られる。 The two methods were in great agreement with the absolute CD4 cell range, the ratio of CD4 cells to the total T lymphocyte count, and the CD4 / CD8 ratio all seen with HIV infection. As for CD4 absolute numbers, the method was compared by the Passing-Bablok23 method, and there was an excellent correlation with flow cytometry (FIG. 12A), and the Bland-Altman plot 24 had zero bias and a good coincidence limit of 95% ( FIG. 12B) is shown respectively. The calculated Pearson correlation was r = 0.92. Similar results were obtained from both the CD4 count (FIGS. 12C-D) and the CD4 / CD8 ratio (FIGS. 12E-F) reported as a percentage of total CD3 positive T lymphocytes in CD4 cells. The coincidence limits were more closely related to the assessment of CD4 cell percentage and CD4: CD8 ratio, but with respect to absolute CD4 numbers. This probably reflects the expected sample supply capacity variation in the prototype, affecting the absolute count but not the ratio. In addition, because of the significant delay in processing of some samples with respect to flow cytometry rather than microchip assays, some microchip results are actually closer to the “true” value than flow cytometry results. There may be. There is almost agreement between the two methods in the correlation between the subset of 15 subjects and the absolute number of CD4 below 200 cells / mL.
実施例3
マイクロビーズ免疫測定
アガロース・マイクロビーズを、HIVgp41/gp120、HIVp24、B型肝炎ウイルス表面抗原などの様々な病原体に特異的な抗原で被覆した。特定の抗原に対する抗体で被覆したビーズをシリコンマイクロチップのウェルに入れ、その後、既知の抗体力価を有する血清サンプルをマイクロチップシステムに流し、Cy2標識した二次抗体を使い蛍光顕微鏡で検出した。図13では、1つのそうした実験結果;マイクロチップによる方法を使用して容易に検出したHIV及びB型肝炎に対する抗体を有する血清を示している。
Example 3
Microbead immunoassay Agarose microbeads were coated with various pathogen specific antigens such as HIV gp41 / gp120, HIV p24, hepatitis B virus surface antigen. Beads coated with an antibody against a specific antigen were placed in a well of a silicon microchip, and then a serum sample with a known antibody titer was run through the microchip system and detected with a fluorescence microscope using a Cy2-labeled secondary antibody. In FIG. 13, one such experimental result is shown; sera with antibodies against HIV and hepatitis B that are easily detected using the microchip method.
図15では、100pg/mLのHIVp24抗原を含むヒト血清においてHIVp24抗原を検出した別のマイクロビーズ実験の結果を示している。同じ原則が、肝酵素など、全ての免疫測定にも適用可能である。 FIG. 15 shows the results of another microbead experiment in which HIV p24 antigen was detected in human serum containing 100 pg / mL HIV p24 antigen. The same principle can be applied to all immunoassays, such as liver enzymes.
実施例4
フィンガースティックで採血したサンプルの全血からのHIV-RNA測定及び定量化
AIDSの臨床的進展を抑制する抗レトロウイルス薬の効き目を示す1つの方法として、治療前後のウイルス量をモニタリングすることが挙げられる。ウイルス量測定は、医師が抗レトロウイルス治療を開始すべき時期を決定するのに、役立つことが多い。例えば、CD4数が境界線(350細胞/mm3)上にある場合、高ウイルス量が抗レトロウイルス治療での治療開始の根拠となり、低ウイルス量が様子見の根拠となるだろう。その他、ウイルス量測定は医師が適切な治療コースを設計するときの指針となる。
Example 4
One method of demonstrating the effectiveness of antiretroviral drugs to suppress the clinical development of HIV-RNA measurement and quantification AIDS from whole blood of samples collected with a fingerstick is to monitor the viral load before and after treatment. It is done. Viral load measurement often helps doctors determine when to start antiretroviral therapy. For example, if the CD4 count is on the borderline (350 cells / mm 3 ), a high viral load will be the basis for initiating treatment with antiretroviral therapy, and a low viral load will be the basis for watching. In addition, viral load measurement is a guideline for doctors to design appropriate treatment courses.
現在、HIVウイルス量は一般的には、サーモサイクラーを使用したウイルスの配列増幅を伴うPCRをベースとする方法の後、いくつかのリアルタイム蛍光検出方法の1つを用いて検出を行い、定量される。しかし、このアッセイには安定した電力及び追加処理を行なう高度な技術を有する検査技師が必要である。こうした必要条件により、資源の乏しい環境でのその使用が大幅に制限されてしまう。そうした資源の乏しい環境では、入手可能な価格のHIV臨床検査のニーズは極めて大きい。ここに提示するアッセイは、簡素、安価で、電力に依存しないマイクロチップを含むHIV-RNA用アッセイの成果について説明するものである。 Currently, HIV viral load is generally quantified by detection using one of several real-time fluorescence detection methods after a PCR-based method with viral sequence amplification using a thermocycler. The However, this assay requires a skilled technician with stable power and additional processing. These requirements greatly limit their use in resource-poor environments. In such a scarce environment, the need for affordable HIV clinical testing is enormous. The assay presented here describes the results of an assay for HIV-RNA that includes a simple, inexpensive, power-independent microchip.
定量パラメータ
これらのアッセイ用に、マイクロチップベースのセンサー・アッセイ;ビオチン化分子指標DNA捕捉プローブと結合させた個別に指定可能なアガロースビーズから成る、を作成した。プローブを選択的に、シリコン・マイクロチップ・ウエハ上に局限してマイクロマシニングした空洞部に配設した。標的DNA及びRNAを含むサンプルは、これらマイクロチェンバを通過し、捕捉配列と結合して、蛍光信号を放つ。マイクロチップベースのHIV-RNAエッセイの概念を検証するために、HIV-特定分子標識(クレードB型gag、tgcagaatgggatagattg)をマイクロビーズに付着させ、相補的HIV-RNA配列を含有するサンプルを、フェムトモルからナノモルまでの濃度範囲でマイクロチップに導入した。マイクロチップに付着する捕捉配列を有するサンプルにおいてHIV−RNAをアニーリングして、分子ビーコンを広げ、その結果明るく蛍光させる。図15Aに示すように、基準となる信号(HIV‐RNA含有なし)では分子ビーコンの距離増大には繋がらず、そのため最小限の蛍光信号のみ示すことになる。対照的に、図15Bに示すように、100pMのHIV‐RNAを含むサンプルを添加するとその結果明るい蛍光画像が得られる。
Quantitative parameters For these assays, a microchip-based sensor assay; consisting of individually assignable agarose beads coupled to a biotinylated molecular indicator DNA capture probe was made. The probe was selectively placed in a micromachined cavity localized on a silicon microchip wafer. Samples containing target DNA and RNA pass through these micro-chambers, bind to the capture sequence and emit a fluorescent signal. To verify the concept of a microchip-based HIV-RNA essay, an HIV-specific molecular label (clade B-type gag, tgcagaatgggatagattg) was attached to the microbeads and a sample containing complementary HIV-RNA sequences was obtained from femtomole. The microchip was introduced in a concentration range up to nanomolar. HIV-RNA is annealed in the sample with the capture sequence attached to the microchip, spreading the molecular beacon, resulting in bright fluorescence. As shown in FIG. 15A, the reference signal (without HIV-RNA) does not lead to an increase in the distance of the molecular beacon, and therefore shows only the minimum fluorescence signal. In contrast, as shown in FIG. 15B, adding a sample containing 100 pM HIV-RNA results in a bright fluorescent image.
HIV-RNAアッセイの特異性を設定するのに、ビーズを1つのヌクレオチドによって其々が異なる18種類の塩基対DNAオリゴマーで被覆し、各対象プローブに関する捕捉配列を明確に識別できる蛍光色素で標識化し、溶液中で1:1:1の比率で混合して実験を行なった。その後チップをこの等モル溶液に対して検査し、蛍光顕微鏡で結合が検出された。図16に示すように、蛍光色素で標識化された配列はそれらの相補的な対象プローブのみに結合し、1つのヌクレオチド違いにより不一致になった対象プローブには結合していない。 To set the specificity of the HIV-RNA assay, the beads are coated with 18 base-paired DNA oligomers, each different by one nucleotide, and labeled with a fluorescent dye that clearly identifies the capture sequence for each probe of interest. The experiment was carried out by mixing in a 1: 1: 1 ratio in the solution. The chip was then inspected against this equimolar solution and binding was detected with a fluorescence microscope. As shown in FIG. 16, sequences labeled with fluorescent dyes bind only to their complementary target probes, and do not bind to target probes that are mismatched due to a single nucleotide difference.
上記のマイクロチップベースのアッセイ用に、標的RNAの分子ビーコンへの最適結合、及び検出の閾値を設定した。他の方法とは異なり、このアッセイでは、1)AIDS患者からのDNAの直接分離、それに続く2)サーモサイクラーを使用した配列増幅(例えば、分析用RNA生成のためのインビトロ転写)を必要としない。 For the microchip-based assay described above, optimal binding of target RNA to molecular beacons and detection thresholds were set. Unlike other methods, this assay does not require 1) direct isolation of DNA from AIDS patients, followed by 2) sequence amplification using a thermocycler (eg, in vitro transcription for analytical RNA generation) .
実施例5
フィンガースティックで採血したサンプルの全血からの肝酵素測定及び定量化のためのマイクロチップベースのアッセイ
2つの肝酵素である、アラニン・トランスアミン(ALT)及びアスパルタミド・トランスアミン(AST)が軽度から中程度の評価であれば、肝不全に関係しており、肝不全は依然としてAIDS感染者の最も多い死亡原因である。肝障害は現行のHIV治療効果の主な限定要因であり、それだけにAIDS患者におけるALT及びASTのモニタリングが重要視されている。
Example 5
Microchip-based assay for liver enzyme measurement and quantification from whole blood samples collected with finger sticks. Two liver enzymes, alanine transamine (ALT) and aspartamide transamine (AST) are mild A moderate assessment is associated with liver failure, which is still the most common cause of death among AIDS-infected individuals. Liver damage is a major limiting factor in current HIV treatment efficacy, and monitoring of ALT and AST in AIDS patients is therefore regarded as important.
ALT及びASTのモニタリングに使用する現在の血清学的分析法は、コストが高く、安定した電力や高度に訓練された作業要員を必要とするため、資源の乏しい環境での使用に適していない。ここで示した成果により、安価で、電力に依存しない、ALT及びASTレベルを計測するマイクロチップベースのエッセイについて記述することで、上記の制約を解決できる。 Current serological analysis methods used for ALT and AST monitoring are not suitable for use in resource-poor environments because they are costly and require stable power and highly trained personnel. With the results presented here, the above constraints can be solved by describing a microchip-based essay that measures ALT and AST levels that is inexpensive and does not depend on power.
定量パラメータ
肝酵素のアッセイ用に、アラニンアミノトランスフェラーゼ(ALT)及びアスパラギン酸アミノトランスフェラーゼ(AST)に特異的な抗体を獲得して、マイクロビーズに結合させることができる。既知の量のALT及びASTを含有するサンプルをチップに導入し、マイクロチップ・アッセイの感度及び検出閾値を評価することができる。サンプルを導入後、チャンバを洗浄し、蛍光顕微鏡下で撮像する。蛍光検出のために、フルオロフォアで標識化した第2サンドイッチ抗体を導入する。その後、全体の蛍光強度を標準のALT濃度及びAST濃度と相関させ、基本的な性能特性(リニアレンジ、検出閾値、再現性、有効性)を評価することができる。
Quantitative Parameters For liver enzyme assays, antibodies specific for alanine aminotransferase (ALT) and aspartate aminotransferase (AST) can be obtained and bound to microbeads. Samples containing known amounts of ALT and AST can be introduced into the chip to evaluate the sensitivity and detection threshold of the microchip assay. After introducing the sample, the chamber is cleaned and imaged under a fluorescence microscope. For fluorescence detection, a second sandwich antibody labeled with a fluorophore is introduced. The overall fluorescence intensity can then be correlated with standard ALT and AST concentrations to evaluate basic performance characteristics (linear range, detection threshold, reproducibility, effectiveness).
本発明の詳細な実施例について以上のように説明したが、付記されたクレームによって定義された本発明は、上記説明において記載した特定の説明に限定されるものではなく、本発明の精神と範囲から逸脱することなく、できる限り多くの明白な変形例が可能であるものと、理解される。 Although detailed embodiments of the present invention have been described above, the present invention defined by the appended claims is not limited to the specific descriptions given above, but the spirit and scope of the present invention. It will be understood that as many obvious variations as possible are possible without departing from the invention.
以下の詳細な説明は、一例として示すものであって、記載する特定の実施例に本発明を限定することを意図するものではなく、添付図面と併せて理解されてもよく、該図面は参照することによりここに組み込まれる。
110 膜
120 ガスケット
130 部材支持体
140 上部部材
150 下部部材
152 窪部
154 第2窪部
160 流体入口部
162 経路
164、174 管
170 流体出口部
172、182 経路
180 洗浄流体出口
200 ハウジング
210 キャップ
250 検出器
v1、v2、v3 バルブ
110 Membrane 120 Gasket 130 Member Support 140 Upper Member 150 Lower Member 152 Recess 154 Second Recess 160 Fluid Inlet 162 Path 164, 174 Pipe 170 Fluid Outlet 172, 182 Path 180 Cleaning Fluid Outlet 200 Housing 210 Cap 250 Detection vessels v 1, v 2, v 3 valve
Claims (38)
a)蛍光発光コンジュゲートと結合したHIV関連検体を、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに通すことであって、前記1つ又は複数の空洞部にはフィルタを備え、それにより前記検体を前記フィルタ上で固定化して前記血液から前記検体を分離し、
b)前記コンジュゲートの励起に適した波長で前記検体に光を当てること、
c)蛍光信号を発したコンジュゲートを、検出器を使いデジタル処理で撮像すること、
を備えたことを特徴とする方法。 A method for detecting an HIV-related analyte in a blood sample, comprising:
a) passing an HIV-related analyte bound to a fluorescent conjugate through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities are provided with a filter, whereby the analyte is Immobilizing on the filter to separate the specimen from the blood;
b) illuminating the analyte with a wavelength suitable for excitation of the conjugate;
c) imaging the conjugate emitting a fluorescent signal digitally using a detector;
A method characterized by comprising:
a)其々が異なる蛍光発光コンジュゲートと結合したCD4陽性及びCD8陽性Tリンパ球を、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに、通すことであって、1つ又は複数の前記空洞部にはフィルタを備え、それにより前記CD4陽性及びCD8陽性Tリンパ球を前記フィルタ上で固定化し、
b)各コンジュゲートの励起に適した波長で前記リンパ球に光を当てること、
c)検出器を使い蛍光信号を発した各コンジュゲートをデジタル処理で撮像すること、及び
d)CD4陽性細胞対CD8陽性細胞の前記割合を判定すること、
を備えたことを特徴とする方法。 A method for determining the ratio of CD4 positive T cells to CD8 positive T cells in a blood sample, comprising:
a) passing CD4 positive and CD8 positive T lymphocytes, each bound to a different fluorescent luminescent conjugate, through a flow cell comprising one or more cavities, passing through one or more said cavities; Comprises a filter, whereby the CD4 positive and CD8 positive T lymphocytes are immobilized on the filter,
b) illuminating the lymphocytes with a wavelength suitable for excitation of each conjugate;
c) digitally imaging each conjugate emitting a fluorescent signal using a detector; and d) determining the ratio of CD4 positive cells to CD8 positive cells.
A method characterized by comprising:
a)HIV-RNAを含む血液サンプルを、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに通すことであって、前記1つ又は複数の空洞部には蛍光発光化合物と結合した相補的なヌクレオチド配列を有するフィルタを含み、
b)前記フィルタ上の前記HIV-RNAと前記相補的なヌクレオチド配列間で結合複合体を形成することであって、前記結合複合体の形成により蛍光発光化合物より発せられる信号を強化し、
c)前記蛍光発光化合物の励起に適した波長で前記複合体に光を当てること、及び
d)検出器を使い前記複合体が発する蛍光信号をデジタル処理で撮像すること、
を備えたことを特徴とする方法。 A method for detecting HIV-RNA in a blood sample, comprising:
a) passing a blood sample containing HIV-RNA through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities contain a complementary nucleotide sequence bound to a fluorescent compound. Including a filter having
b) forming a binding complex between the HIV-RNA on the filter and the complementary nucleotide sequence, enhancing the signal emitted from the fluorescent compound by the formation of the binding complex;
c) illuminating the complex with a wavelength suitable for excitation of the fluorescent compound; and d) imaging the fluorescence signal emitted by the complex using a detector by digital processing.
A method characterized by comprising:
a)蛍光発光コンジュゲートと結合したHIV関連検体を、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに通すことであって、前記1つ又は複数の空洞部には前記検体に対して結合親和力を有する適切な生物因子を備えるアガロースビーズを含み、それにより前記検体を該ビーズ上で固定化して、前記検体を前記血液から分離し、
b)前記コンジュゲートの励起に適する波長で前記検体に光を当てること、
c)検出器を使い蛍光信号を発したコンジュゲートをデジタル処理で撮像すること、
を備えたことを特徴とする方法。 A method for detecting an HIV-related analyte in a blood sample, comprising:
a) passing an HIV-related analyte bound to a fluorescent luminescent conjugate through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities have a binding affinity for the analyte Including agarose beads with appropriate biological factors, thereby immobilizing the specimen on the beads and separating the specimen from the blood;
b) illuminating the analyte with a wavelength suitable for excitation of the conjugate;
c) digitally imaging the conjugate that emitted the fluorescent signal using a detector;
A method characterized by comprising:
a)其々異なる蛍光発光コンジュゲートと結合したCD4陽性及びCD8陽性Tリンパ球を、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに通すことであって、1つ又は複数の前記空洞部にはCD4陽性又はCD8陽性Tリンパ球のいずれかに対して結合親和力を有する生物因子を備えるアガロースビーズを含み、それにより前記ビーズ上で前記リンパ球を固定して、前記血液から検体を分離し、
b)各コンジュゲートの励起に適した波長で前記リンパ球に光を当てること、
c)検出器を使い蛍光信号を発する各コンジュゲートをデジタル処理で撮像すること、及び
d)CD4陽性細胞対CD8陽性細胞の前記割合を判定すること、
を備えたことを特徴とする方法。 A method for determining the ratio of CD4 positive T cells to CD8 positive T cells in a blood sample, comprising:
a) passing CD4-positive and CD8-positive T lymphocytes, each conjugated with a different fluorescent luminescent conjugate, through a flow cell comprising one or more cavities, wherein one or more of the cavities has CD4 Comprising agarose beads with biological factors having binding affinity for either positive or CD8 positive T lymphocytes, thereby immobilizing the lymphocytes on the beads and separating the specimen from the blood;
b) illuminating the lymphocytes with a wavelength suitable for excitation of each conjugate;
c) digitally imaging each conjugate that emits a fluorescent signal using a detector, and d) determining the ratio of CD4 positive cells to CD8 positive cells,
A method characterized by comprising:
a)HIV-RNAを含む血液サンプルを、1つ又は複数の空洞部を備えるフローセルに通すことであって、前記1つ又は複数の空洞部には蛍光発光化合物と結合した相補的なヌクレオチド配列を有するアガロースビーズを含み、
b)前記ビーズ上で前記HIV-RNAと前記相補的なヌクレオチド配列間の結合複合体を形成することであって、前記HIV-RNAに前記相補的なヌクレオチド配列が結合することにより、前記蛍光発光化合物から発せられる前記信号が強化され、
c)前記蛍光発光化合物の励起に適した波長で前記複合体に光を当てること、及び
d)検出器を使い前記複合体が発した蛍光信号をデジタル処理で撮像すること、
を備えたことを特徴とする方法。
A method for detecting HIV-RNA in a blood sample, comprising:
a) passing a blood sample containing HIV-RNA through a flow cell comprising one or more cavities, wherein the one or more cavities contain a complementary nucleotide sequence bound to a fluorescent compound. Comprising agarose beads having
b) forming a binding complex between the HIV-RNA and the complementary nucleotide sequence on the bead, wherein the complementary nucleotide sequence binds to the HIV-RNA, whereby the fluorescence emission The signal emitted from the compound is enhanced,
c) illuminating the complex with a wavelength suitable for excitation of the fluorescent compound; and d) imaging the fluorescence signal emitted by the complex using a detector by digital processing.
A method characterized by comprising:
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